JP4614047B2 - 血中光吸収物質濃度測定装置。 - Google Patents
血中光吸収物質濃度測定装置。 Download PDFInfo
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Description
本発明は、患者の組織に光を照射し、生体組織の透過光または反射光を測定して、血液中の光吸収物質の濃度を求める血中光吸収物質濃度測定装置の改良に関する。
生体組織の透過光または反射光の脈動分は血液中の吸光物質の吸光特性の情報を持っている。
したがって、複数の波長で組織の透過光または反射光の脈動分を測定することにより、血液中の複数の吸光物質の濃度の比を測定することができる。
この原理は広い応用を持っており、この基本原理をパルスフォトメトリと総称している。
この原理の一つの応用として、動脈血の酸素飽和度を無侵襲で連続測定するパルスオキシメータがある。
したがって、複数の波長で組織の透過光または反射光の脈動分を測定することにより、血液中の複数の吸光物質の濃度の比を測定することができる。
この原理は広い応用を持っており、この基本原理をパルスフォトメトリと総称している。
この原理の一つの応用として、動脈血の酸素飽和度を無侵襲で連続測定するパルスオキシメータがある。
このようなパルスオキシメータは、患者の容態の変化に直ぐに対応する必要性から、連続した監視モードで使用することが重要である。
また、コンセントへの差し込みを要せずに部屋から部屋へと移動できるように携帯可能にすることが望ましい。
このような携帯式パルスオキシメータでは、電力消費が問題であり、電力消費を低下（節電）させることが望まれている。
また、コンセントへの差し込みを要せずに部屋から部屋へと移動できるように携帯可能にすることが望ましい。
このような携帯式パルスオキシメータでは、電力消費が問題であり、電力消費を低下（節電）させることが望まれている。
上記のような問題は、ヘモグロビン濃度測定装置、色素濃度測定装置、ビリルビン濃度測定装置、血糖値測定装置などの血中光吸収物質濃度測定装置も同様である。
パルスオキシメータの電力消費の低減化としては以下のものが知られている。
その１つの節電方法としては、パルスオキシメータ用発光素子駆動装置において、インダクタの逆起電圧を利用して発光素子が発光する。
さらに、一つのインダクタの逆起電圧を利用して異なる波長で発光する二つの発光素子が交互に点灯される。
したがって、回路が簡略化され発光素子の発光開始以下の電圧でもインダクタの逆起電圧を利用して発光素子を発光させ、Ｓ／Ｎ比を犠牲にすることなくその消費電流を低減することができる。
従って、比較的低電圧の電池を利用した長時間携帯可能なパルスオキシメータが容易に実現されるものである。（特許文献１参照）
その１つの節電方法としては、パルスオキシメータ用発光素子駆動装置において、インダクタの逆起電圧を利用して発光素子が発光する。
さらに、一つのインダクタの逆起電圧を利用して異なる波長で発光する二つの発光素子が交互に点灯される。
したがって、回路が簡略化され発光素子の発光開始以下の電圧でもインダクタの逆起電圧を利用して発光素子を発光させ、Ｓ／Ｎ比を犠牲にすることなくその消費電流を低減することができる。
従って、比較的低電圧の電池を利用した長時間携帯可能なパルスオキシメータが容易に実現されるものである。（特許文献１参照）
また、別の節電方法としては、ヘモグロビンの動脈酸素飽和度（ここではＳpＯ2測定という）を、いわゆる間欠モードで不連続に行い、したがって電気エネルギの消費を減らし、電池の寿命時間を増大することにより遠隔測定機器またはハンドヘルド型機器に特に利用可能なようにしている。この間欠モードで、ＳpＯ2測定は、たとえば、所定の一時的試験パターンに従い、要求に応じて、また予め与えられた測定プロファイルに従い、定期的に行なわれる。（特許文献２参照）
さらに、別の節電方法としては、電子回路を含む医療診断用の装置において電力を節約するための方法であって、 前記装置を使用して患者の第一の生理学的なパラメータを測定する工程、 前記患者の安定度を示す生理学的なパラメータを監視する工程、 所定の安定時間周期の間、前記の安定度を示す生理学的なパラメータが安定していたときを決定し、安定度指示信号を与える工程、 複数のスリープモード時間周期の各々の第一のスリープ部分の間、前記安定度指示信号に応答して、少なくとも前記電子回路の一部分のスリープモードを開始する工程、 前記の複数のスリープモード時間周期の各々の第二の目覚め部分の間、少なくとも前記の電子回路の一部分のうちの幾つかの前記スリープモードを終了させる工程、 前記スリープモード時間周期の少なくとも周期的なものの間、前記の安定度を示す生理学的なパラメータが安定したままかどうかを決定する工程、及び 前記の生理学的なパラメータが安定したままでなかった場合、前記スリープモードを終了させる工程を含む方法が提案されている。（特許文献３参照）
特開平６−６３０３２号公報 （００２１）
特開平１０−３１４１５０号公報（００１０）
特表２０００−５０４５９９号公報（請求項１）
図５を用いて従来のパルスオキシメータの構成及び光源のＬＥＤの発光タイミングについて説明する。
図５は、従来のパルスオキシメータの構成を示すブロック図及びＬＥＤの発光タイミング並びに受光素子（フォトダイオード）の出力信号を示す図である。
パルスオキシメータは、患者の一部（例えば、指）に装着されるプローブ(P)と、該プローブからの信号を処理する本体(H)とで構成されている。
プローブには、光源を形成する波長１の赤色光を発光する第１のＬＥＤ（R）と波長２の赤外光を発光する第２のＬＥＤ（IR）とからなる発光部としてのＬＥＤ(1)と、当該プローブが患者の指等に装着され、患者の組織で透過又は反射した光を受光するフォトダイオード３から成る受光部とが含まれる。
そして、ＬＥＤ(1) の発光波長としては、一般的に赤色光が６６０ｎｍ付近で、赤外光が９４０ｎｍ付近の発光ダイオードが使用され、交互に発光される。
図５は、従来のパルスオキシメータの構成を示すブロック図及びＬＥＤの発光タイミング並びに受光素子（フォトダイオード）の出力信号を示す図である。
パルスオキシメータは、患者の一部（例えば、指）に装着されるプローブ(P)と、該プローブからの信号を処理する本体(H)とで構成されている。
プローブには、光源を形成する波長１の赤色光を発光する第１のＬＥＤ（R）と波長２の赤外光を発光する第２のＬＥＤ（IR）とからなる発光部としてのＬＥＤ(1)と、当該プローブが患者の指等に装着され、患者の組織で透過又は反射した光を受光するフォトダイオード３から成る受光部とが含まれる。
そして、ＬＥＤ(1) の発光波長としては、一般的に赤色光が６６０ｎｍ付近で、赤外光が９４０ｎｍ付近の発光ダイオードが使用され、交互に発光される。
また、パルスオキシメータの本体(H)には、電流・電圧変換器(4)、復調器(5)、減光度の脈動率検出器(7)、減光度の比算出回路(8)、酸素飽和度換算回路(9)、ＬＥＤ駆動電流演算回路(10)及びLED駆動回路(2)が含まれている。
図５の構成において、発光部ＬＥＤ(1)で発光され、指等の組織を通過して受光部のフォトダイオード(3)に到達した光の強度は、フォトダイオード(3)によって電流に変換される。
電流に変換された光の強度は、本体(H)側の電流・電圧変換器(4)によって電圧に変換され復調器(5)を介して赤色光及び赤外光のそれぞれの透過光信号に分離される。
電流に変換された光の強度は、本体(H)側の電流・電圧変換器(4)によって電圧に変換され復調器(5)を介して赤色光及び赤外光のそれぞれの透過光信号に分離される。
分離された透過光信号は脈波を表し、直流成分（DC成分）に脈波成分（交流（AC）成分）が重畳された波形になっている。
そして、それぞれの透過光信号は、減光度の脈動率検出器(7)において、脈波のＤＣ成分とＡＣ成分とに分離され、脈動率（AC成分／DC成分）が計算される。
酸素飽和度を算出するにあたっては、減光度の変化分ΔAを求める必要があるが、（ΔA≒脈動率）と近似できる。
したがって、減光度の脈動率検出器(7)からは、赤色光および赤外光それぞれの脈動率が各減光度の変化分（ΔA1，ΔA2）として取り出される。
減光度の変化分として取り出された脈動率は、減光度の比の算出回路(8)でその比φ＝ΔA1／ΔA2が演算され、酸素飽和度換算回路(9)で酸素飽和度に換算される。
また、脈拍数も同時に求めることが可能である。
そして、それぞれの透過光信号は、減光度の脈動率検出器(7)において、脈波のＤＣ成分とＡＣ成分とに分離され、脈動率（AC成分／DC成分）が計算される。
酸素飽和度を算出するにあたっては、減光度の変化分ΔAを求める必要があるが、（ΔA≒脈動率）と近似できる。
したがって、減光度の脈動率検出器(7)からは、赤色光および赤外光それぞれの脈動率が各減光度の変化分（ΔA1，ΔA2）として取り出される。
減光度の変化分として取り出された脈動率は、減光度の比の算出回路(8)でその比φ＝ΔA1／ΔA2が演算され、酸素飽和度換算回路(9)で酸素飽和度に換算される。
また、脈拍数も同時に求めることが可能である。
次に、図５の発光部を形成する第１のＬＥＤ(R)及び第２のＬＥＤ(IR)で交互に発光される、波長１及び波長２の発光タイミングを図５の下部の波形図を用いて説明する。
図５において、ａは波長１の発光タイミングを、ｂは波長２の発光タイミングを示し、それぞれ数１００Ｈｚ〜数ＫＨｚの周波数で交互にＬＥＤ駆動回路（２）によって発光制御されている。
また、ｃはフォトダイオードの受光出力であって、前記波長１の透過光及び波長２の透過光の強度を電気信号に変換した値が示されている。
図５において、ａ１及びａ２はフォトダイオードによる波長１の透過光強度及びフォトダイオードによる波長２の透過光強度を示している。
図５において、ａは波長１の発光タイミングを、ｂは波長２の発光タイミングを示し、それぞれ数１００Ｈｚ〜数ＫＨｚの周波数で交互にＬＥＤ駆動回路（２）によって発光制御されている。
また、ｃはフォトダイオードの受光出力であって、前記波長１の透過光及び波長２の透過光の強度を電気信号に変換した値が示されている。
図５において、ａ１及びａ２はフォトダイオードによる波長１の透過光強度及びフォトダイオードによる波長２の透過光強度を示している。
従来の省電力のための制御では、上記の直流成分に着目して、図５のＬＥＤ(1)の駆動電流を制御しており、ＬＥＤ駆動電流演算回路(10)で前記脈波の直流成分に応じた最適なＬＥＤ駆動電流を演算し、ＬＥＤ駆動回路(2)によって前記最適なＬＥＤ駆動電流を前記ＬＥＤ(1)に流している。
駆動電流の制御形態としては、電流パルスの振幅を小さくしたり、電流パルスのパルス幅を小さくするものがあった。
その例を図３に示す。
図３（ａ）は、１周期内の電流パルスの幅を狭くする例であり、（ｂ）は電流パルスの振幅を小さくする例である。
駆動電流の制御形態としては、電流パルスの振幅を小さくしたり、電流パルスのパルス幅を小さくするものがあった。
その例を図３に示す。
図３（ａ）は、１周期内の電流パルスの幅を狭くする例であり、（ｂ）は電流パルスの振幅を小さくする例である。
しかし、従来のパルスオキシメータにおいて一定以上の測定精度を維持するためには、脈波成分の小さい患者を想定して、その患者で測定可能なＬＥＤ電流を常に維持するようにするため、脈波成分の大きい患者に対しては必要以上のＬＥＤ電流を流すことになり、大幅な省電力化が困難であった。
本発明の課題（目的）は、患者の脈波の交流成分が所定の値になるようにＬＥＤ電流を制御する機能を追加することによって、患者毎に、且つ患者の状態に応じた最適なＬＥＤ電流を実現して、測定精度を低下させることなく、大幅な省電力化を実現できる血中光吸収物質濃度測定装置を提供することにある。
大幅な省電力化が実現できることによって、血中光吸収物質濃度測定装置の携帯化、或いはテレメータ化が可能になる。
大幅な省電力化が実現できることによって、血中光吸収物質濃度測定装置の携帯化、或いはテレメータ化が可能になる。
前記課題を解決するために、血管を含む生体組織に複数の発光手段から照射された異なった波長の光を受光手段で受光し、該受光手段から得られた脈波を処理して血液中の光吸収物質の濃度を得る血中光吸収物質濃度測定装置において、前記脈波の交流成分が当該血中光吸収物質濃度測定装置によって定まる血中光吸収物質濃度の算出可能な下限値以上で且つ省電力を考慮した所定値以下の範囲内にない場合、前記交流成分が前記算出可能な下限値になるように前記複数の発光手段の駆動電流を制御する電流最適化手段を備えたことを特徴とする。（請求項１）
また、前記電流最適化手段は、前記脈波の前記交流成分、直流成分及び前記交流成分と前記直流成分との比を表す脈動率を取得する取得手段と、前記直流成分及び前記脈動率に基づいて、前記交流成分が前記算出可能な下限値に一致する前記発光手段の駆動パルス電流の最適値を演算する演算手段と、前記発光手段の駆動電流が前記駆動パルス電流の最適値に一致するように制御する最適化制御手段とを含むことを特徴とする。（請求項２）
請求項１及び２に記載の発明によると、患者の脈波の交流成分が所定の値になるように
ＬＥＤ電流を制御する機能を追加することによって、患者毎に、且つ患者の状態に応じた最適なＬＥＤ電流を実現して、測定精度を低下させることなく、大幅な省電力化が可能な血中光吸収物質濃度測定装置が実現できる。
また、大幅な省電力化が実現できることによって、血中光吸収物質濃度測定装置の携帯化、或いはテレメータ化が可能になる。
ＬＥＤ電流を制御する機能を追加することによって、患者毎に、且つ患者の状態に応じた最適なＬＥＤ電流を実現して、測定精度を低下させることなく、大幅な省電力化が可能な血中光吸収物質濃度測定装置が実現できる。
また、大幅な省電力化が実現できることによって、血中光吸収物質濃度測定装置の携帯化、或いはテレメータ化が可能になる。
図１を用いて本願発明の血中光吸収物質濃度測定装置をパルスオキシメータを例にとり、その構成及び光源のＬＥＤの発光タイミングについて説明する。
図１は、本発明のパルスオキシメータの構成を示すブロック図及びＬＥＤの発光タイミング並びに受光素子（フォトダイオード）の出力信号を示す図である。
パルスオキシメータは、患者の一部（例えば、指）に装着されるプローブ(P)と、該プローブからの信号を処理する本体(H)とで構成されている。
プローブには、光源を形成する波長１の赤色光を発光する第１のＬＥＤ（R）と波長２の赤外光を発光する第２のＬＥＤ（IR）とからなる発光部としてのＬＥＤ(1)と、当該プローブが患者の指等に装着され、患者の組織で反射又は透過した光を受光するフォトダイオード(3)から成る受光部とが含まれる。
そして、ＬＥＤ(1)の発光波長としては、赤色光が６６０ｎｍで、赤外光が９４０ｎｍの発光ダイオードが使用され、交互に発光される。
図１は、本発明のパルスオキシメータの構成を示すブロック図及びＬＥＤの発光タイミング並びに受光素子（フォトダイオード）の出力信号を示す図である。
パルスオキシメータは、患者の一部（例えば、指）に装着されるプローブ(P)と、該プローブからの信号を処理する本体(H)とで構成されている。
プローブには、光源を形成する波長１の赤色光を発光する第１のＬＥＤ（R）と波長２の赤外光を発光する第２のＬＥＤ（IR）とからなる発光部としてのＬＥＤ(1)と、当該プローブが患者の指等に装着され、患者の組織で反射又は透過した光を受光するフォトダイオード(3)から成る受光部とが含まれる。
そして、ＬＥＤ(1)の発光波長としては、赤色光が６６０ｎｍで、赤外光が９４０ｎｍの発光ダイオードが使用され、交互に発光される。
また、パルスオキシメータの本体(H)には、電流・電圧変換器(4)、復調器(5)、減光度の脈動率検出器(7)、減光度の比算出回路(8)、酸素飽和度換算回路(9)、LED駆動電流最適化制御器(6)及びLED駆動回路(2)が含まれている。
図１の構成において、発光部ＬＥＤ(1)で発光され、指等の組織を通過して受光部のフォトダイオード(3)に到達した光の強度は、フォトダイオード(3)によって電流に変換される。
電流に変換された光の強度は、本体(H)側の電流・電圧変換器(4)によって電圧に変換され復調器(5)を介して赤色光及び赤外光のそれぞれの透過光信号に分離される。
電流に変換された光の強度は、本体(H)側の電流・電圧変換器(4)によって電圧に変換され復調器(5)を介して赤色光及び赤外光のそれぞれの透過光信号に分離される。
分離された透過光信号は脈波を表し、直流成分（DC成分）に脈波成分（交流（AC）成分）が重畳された波形になっている。
そして、それぞれの透過光信号は、減光度の脈動率検出器(7)において、脈波のＤＣ成分とＡＣ成分とに分離され、脈動率（AC成分／DC成分）が計算される。
酸素飽和度を算出するにあたっては、減光度の変化分ΔAを求める必要があるが、（ΔA≒脈動率）と近似できる。
したがって、減光度の脈動率検出器(7)からは、赤色光および赤外光それぞれの脈動率が各減光度の変化分（ΔA1，ΔA2）として取り出される。
減光度の変化分として取り出された脈動率は、減光度の比の算出回路(8)でその比φ＝ΔA1／ΔA2が演算され、酸素飽和度換算回路(9)で酸素飽和度に換算される。
以上の点では、図５に記載の従来のパルスオキシメータと同様である。
そして、それぞれの透過光信号は、減光度の脈動率検出器(7)において、脈波のＤＣ成分とＡＣ成分とに分離され、脈動率（AC成分／DC成分）が計算される。
酸素飽和度を算出するにあたっては、減光度の変化分ΔAを求める必要があるが、（ΔA≒脈動率）と近似できる。
したがって、減光度の脈動率検出器(7)からは、赤色光および赤外光それぞれの脈動率が各減光度の変化分（ΔA1，ΔA2）として取り出される。
減光度の変化分として取り出された脈動率は、減光度の比の算出回路(8)でその比φ＝ΔA1／ΔA2が演算され、酸素飽和度換算回路(9)で酸素飽和度に換算される。
以上の点では、図５に記載の従来のパルスオキシメータと同様である。
図１のパルスオキシメータにおける特徴は、測定精度を低下させることがなく大幅な省電力化を実現するために、減光度の脈動率検出器(7)からの脈波の直流成分（DC成分）、交流成分（AC成分）および脈動率の情報を受け取り、ＬＥＤ駆動回路(2)によるＬＥＤ(1)への電流を制御するＬＥＤ駆動電流最適化制御器(6)を設け、脈波の交流成分が所定の値になるようにしたことである。
図５に記載の従来のパルスオキシメータのように、節電のためにＬＥＤの駆動パルス電流を制御するものでは、直流成分（DC成分）に着目して、直流成分が大きいときに、フォトダイオードが受光した透過光量が多いと判断してＬＥＤの発光量を減らすようにＬＥＤの駆動パルス電流を減少させている。
しかし、脈動が小さい患者では、例え直流成分が大きくても、交流成分が小さいため、ＬＥＤの発光量を減らすと、パルスオキシメータとしての測定精度を維持するための交流成分の検出が困難になる。
しかし、脈動が小さい患者では、例え直流成分が大きくても、交流成分が小さいため、ＬＥＤの発光量を減らすと、パルスオキシメータとしての測定精度を維持するための交流成分の検出が困難になる。
したがって、直流成分の値のみを参照してＬＥＤ駆動パルス電流の制御を実行すると、患者の状態（交流成分の大きさ）により、酸素飽和度（ＳｐＯ２）の計測ができたり、できなかったりという状況が発生することになる。
その問題を避けるためには、脈動の小さい（交流成分の小さい）患者を想定して、その患者で酸素飽和度（ＳｐＯ２）の計測可能なＬＥＤの発光量を常に維持するようなＬＥＤ駆動パルス電流を流すことになる。
その場合には、交流成分が大きい患者に対して必要以上のＬＥＤ駆動電流を流すことになり、十分な節電制御ができないという問題があった。
その問題を避けるためには、脈動の小さい（交流成分の小さい）患者を想定して、その患者で酸素飽和度（ＳｐＯ２）の計測可能なＬＥＤの発光量を常に維持するようなＬＥＤ駆動パルス電流を流すことになる。
その場合には、交流成分が大きい患者に対して必要以上のＬＥＤ駆動電流を流すことになり、十分な節電制御ができないという問題があった。
この状態を図４を用いて説明する。
図４は、脈波の直流成分を横軸に、脈波の交流成分と直流成分との比を表す脈動率を縦軸にとったグラフであって、太い実線はパルスオキシメータにおいて酸素飽和度（ＳｐＯ２）の計測が可能な限界値である交流成分の値が１００（ｐＡ）（この値は、測定系のノイズに対して十分なＳ／Ｎ比を確保できる大きさとして設定されるものであって、パルスオキシメータの種類によって異なる場合があり、この値に限定されるものではない。）
になる境界線を示している。
パルスオキシメータの特性として、交流成分がこの１００（ｐＡ）より小さくなると、交流成分の測定が不能になる。
即ち、境界線上を含めて右側は酸素飽和度（ＳｐＯ２）の算出可能領域で、反対に左側は酸素飽和度（ＳｐＯ２）の算出不能領域を示している。
図４は、脈波の直流成分を横軸に、脈波の交流成分と直流成分との比を表す脈動率を縦軸にとったグラフであって、太い実線はパルスオキシメータにおいて酸素飽和度（ＳｐＯ２）の計測が可能な限界値である交流成分の値が１００（ｐＡ）（この値は、測定系のノイズに対して十分なＳ／Ｎ比を確保できる大きさとして設定されるものであって、パルスオキシメータの種類によって異なる場合があり、この値に限定されるものではない。）
になる境界線を示している。
パルスオキシメータの特性として、交流成分がこの１００（ｐＡ）より小さくなると、交流成分の測定が不能になる。
即ち、境界線上を含めて右側は酸素飽和度（ＳｐＯ２）の算出可能領域で、反対に左側は酸素飽和度（ＳｐＯ２）の算出不能領域を示している。
ここで、１例としてＬＥＤ(1)に電流Ａo（ｍＡ）を流したときに得られる脈波が、直流成分１００（ｎＡ）で、脈動率１（％）であったとすると、図４のａ点に位置することになる。
次に、直流成分に着目して現在の１００（ｎＡ）から１０（ｎＡ）まで下げるように、ＬＥＤ(1)の駆動パルス電流を適当な値A（ｍA）まで落とすと、脈動率が短時間では変化しないものとして、点ａは横軸に水平移動して点ｂまで移動することになる。
この場合には、ＬＥＤ電流をＡo（ｍA）からＡ（ｍＡ）まで下げても、酸素飽和度（ＳｐＯ２）の計測が可能なままであることが理解できる。
次に、直流成分に着目して現在の１００（ｎＡ）から１０（ｎＡ）まで下げるように、ＬＥＤ(1)の駆動パルス電流を適当な値A（ｍA）まで落とすと、脈動率が短時間では変化しないものとして、点ａは横軸に水平移動して点ｂまで移動することになる。
この場合には、ＬＥＤ電流をＡo（ｍA）からＡ（ｍＡ）まで下げても、酸素飽和度（ＳｐＯ２）の計測が可能なままであることが理解できる。
しかしながら、このように、直流成分に着目した制御では、仮に、患者の脈波の交流成分が小さく、ＬＥＤ(1)に駆動パルス電流をＡｏ（ｍＡ）流した時の直流成分が１００（ｎＡ）であっても、交流成分が０．５（ｎＡ）であったとすると、脈動率は０．５（％）となり、図４ではｃに位置することになる。
そして、この場合に、直流成分に着目して現在の１００（ｎＡ）から１０（ｎＡ）まで下げてしまうと、点ｄにおいて境界線と交わってしまい、１０（ｎＡ）では酸素飽和度（ＳｐＯ２）が計測不能の領域になってしまう。
そして、この場合に、直流成分に着目して現在の１００（ｎＡ）から１０（ｎＡ）まで下げてしまうと、点ｄにおいて境界線と交わってしまい、１０（ｎＡ）では酸素飽和度（ＳｐＯ２）が計測不能の領域になってしまう。
このように、直流成分のみに着目した制御を実行すると、直流成分が同じ１００（ｎＡ）であっても、患者の状態（交流成分）によっては、直流成分を１０（ｎＡ）まで下げた場合に酸素飽和度（ＳｐＯ２）の計測が不能になるものがでてくることになる。
この問題を避けるためには、患者の状態（交流成分）によらずに、常に脈波を検出可能とするために、直流成分を一律に１０００（ｎＡ）以上になるように、ＬＥＤ駆動パルス電流を流す必要がある。
上述の如く、直流成分のみに着目した制御では、点ａの場合には点ｂまで下げることが可能であるのに、常に１０００（ｎＡ）以上になるようにＬＥＤ駆動パルス電流を流すことになるので、大幅な省電力化が困難である。
この問題を避けるためには、患者の状態（交流成分）によらずに、常に脈波を検出可能とするために、直流成分を一律に１０００（ｎＡ）以上になるように、ＬＥＤ駆動パルス電流を流す必要がある。
上述の如く、直流成分のみに着目した制御では、点ａの場合には点ｂまで下げることが可能であるのに、常に１０００（ｎＡ）以上になるようにＬＥＤ駆動パルス電流を流すことになるので、大幅な省電力化が困難である。
次に、本願発明の交流成分に着目したＬＥＤ駆動パルス電流制御を採用した場合について説明する。
交流成分に着目したＬＥＤ駆動パルス電流制御では、パルスオキシメータの特性等によって、酸素飽和度（ＳｐＯ２）の計測可能な交流成分の最小値は決まってくる。本発明では、その交流成分の値になるようにＬＥＤの発光量を制御することになる。
交流成分に着目したＬＥＤ駆動パルス電流制御では、パルスオキシメータの特性等によって、酸素飽和度（ＳｐＯ２）の計測可能な交流成分の最小値は決まってくる。本発明では、その交流成分の値になるようにＬＥＤの発光量を制御することになる。
具体例としては、交流成分に着目したＬＥＤ駆動パルス電流制御の場合に、図４で点ａに位置する場合には、交流成分が１００（ｐＡ）になるまでＬＥＤ(1)の駆動パルス電流を低下させて、点ａを点ｂまで移動させる制御を行う。
この点ｂは、酸素飽和度（ＳｐＯ２）の算出可能領域の下限であって交流成分及び直流成分共に必要最小限の値であるので、一定以上の測定精度を維持しつつ、ＬＥＤ(1)の発光量（消費電力）を最小に抑えることができる。
また、図４の点ｃに位置する場合には、交流成分が１００（ｐＡ）になるまでＬＥＤ(1)の駆動パルス電流を低下させて、点ｃを点ｄまで移動させる制御を行う。
この点ｄも酸素飽和度（ＳｐＯ２）の算出可能領域の下限であって交流成分及び直流成分共に必要最小限の値であるので、同様に一定以上の測定精度を維持しつつ、ＬＥＤ(1)の発光量（消費電力）を最小に抑えることができる。
このように、交流成分に着目したＬＥＤ駆動パルス電流の制御を行うことによって、直流成分のみに着目した制御の場合には制御しきれなかった領域でも制御が可能であるので、大幅な省電力化が実現できる。
この点ｂは、酸素飽和度（ＳｐＯ２）の算出可能領域の下限であって交流成分及び直流成分共に必要最小限の値であるので、一定以上の測定精度を維持しつつ、ＬＥＤ(1)の発光量（消費電力）を最小に抑えることができる。
また、図４の点ｃに位置する場合には、交流成分が１００（ｐＡ）になるまでＬＥＤ(1)の駆動パルス電流を低下させて、点ｃを点ｄまで移動させる制御を行う。
この点ｄも酸素飽和度（ＳｐＯ２）の算出可能領域の下限であって交流成分及び直流成分共に必要最小限の値であるので、同様に一定以上の測定精度を維持しつつ、ＬＥＤ(1)の発光量（消費電力）を最小に抑えることができる。
このように、交流成分に着目したＬＥＤ駆動パルス電流の制御を行うことによって、直流成分のみに着目した制御の場合には制御しきれなかった領域でも制御が可能であるので、大幅な省電力化が実現できる。
次に、ＬＥＤ駆動電流最適化制御器(6)で実行される、交流成分に着目したＬＥＤ駆動パルス電流の制御の流れを図２のフローチャートを用いて説明する。
・図１のパルスオキシメータの使用前の処理として、大多数の患者に対してその電流を流した時に得られる脈波の交流成分が十分に計測可能なＬＥＤの駆動パルス電流を初期値（Ｉｏ）として設定し、その後、プローブ(P)を患者の指に装着して、電流（Ｉｏ）を流す。（ステップＳ１）
・脈波の交流成分（ＡＣ）を取得する。（ステップＳ２）
・ステップＳ２で取得した脈波の交流成分（ＡＣ）が所定の値（図４の場合は１００（ｐＡ））を下限とした所定の範囲（１００（pA）≦ AC ≦ 所定値AC1）か否かの判定をする。（ステップＳ３）所定値AC1は、制御系の応答性、省電力の許容範囲などを考慮して最適な値に設定する。
・ステップＳ３の判定が、YESの場合は、ステップＳ７に進み、ステップS3の判定がYESになってから、即ち脈波の交流成分が所定の範囲内に入ってから所定時間T(sec)経過したか否かの判定をする。（ステップＳ７）
・ステップＳ３の判定がNOの場合は、脈波の直流成分（ＤＣ）及び脈動率（ΔＡ）を取得する。（ステップＳ４）
・ＬＥＤ駆動パルス電流の最適値（Ｉｏｐｔ）を次式により求める。（ステップＳ５）
ＤＣｏｐｔ＝１００（ｐＡ）／ΔＡ
α＝ＤＣｏｐｔ／ＤＣ
Ｉｏｐｔ＝α×Ｉｏ
ＤＣｏｐｔ：脈波のＤＣ成分の最適値、 α：ＬＥＤ電流の増減率
・ＬＥＤ(1)へ流す電流が前記ＬＥＤ駆動パルス電流（Ｉｏｐｔ）になるように、ＬＥＤ駆動回路(2)によってＬＥＤ駆動パルス電流の振幅が制御される（最適化）。（ステップＳ６）
・ステップＳ６で最適化してから所定時間Ｔ（sec）経過したか否か判定する。（ステップＳ７）
・ステップＳ７の判定がNOの場合は、ステップＳ７の処理（判定）を繰り返す。
・ステップＳ７の判定でYESの場合には、ステップＳ２に戻る。
・図１のパルスオキシメータの使用前の処理として、大多数の患者に対してその電流を流した時に得られる脈波の交流成分が十分に計測可能なＬＥＤの駆動パルス電流を初期値（Ｉｏ）として設定し、その後、プローブ(P)を患者の指に装着して、電流（Ｉｏ）を流す。（ステップＳ１）
・脈波の交流成分（ＡＣ）を取得する。（ステップＳ２）
・ステップＳ２で取得した脈波の交流成分（ＡＣ）が所定の値（図４の場合は１００（ｐＡ））を下限とした所定の範囲（１００（pA）≦ AC ≦ 所定値AC1）か否かの判定をする。（ステップＳ３）所定値AC1は、制御系の応答性、省電力の許容範囲などを考慮して最適な値に設定する。
・ステップＳ３の判定が、YESの場合は、ステップＳ７に進み、ステップS3の判定がYESになってから、即ち脈波の交流成分が所定の範囲内に入ってから所定時間T(sec)経過したか否かの判定をする。（ステップＳ７）
・ステップＳ３の判定がNOの場合は、脈波の直流成分（ＤＣ）及び脈動率（ΔＡ）を取得する。（ステップＳ４）
・ＬＥＤ駆動パルス電流の最適値（Ｉｏｐｔ）を次式により求める。（ステップＳ５）
ＤＣｏｐｔ＝１００（ｐＡ）／ΔＡ
α＝ＤＣｏｐｔ／ＤＣ
Ｉｏｐｔ＝α×Ｉｏ
ＤＣｏｐｔ：脈波のＤＣ成分の最適値、 α：ＬＥＤ電流の増減率
・ＬＥＤ(1)へ流す電流が前記ＬＥＤ駆動パルス電流（Ｉｏｐｔ）になるように、ＬＥＤ駆動回路(2)によってＬＥＤ駆動パルス電流の振幅が制御される（最適化）。（ステップＳ６）
・ステップＳ６で最適化してから所定時間Ｔ（sec）経過したか否か判定する。（ステップＳ７）
・ステップＳ７の判定がNOの場合は、ステップＳ７の処理（判定）を繰り返す。
・ステップＳ７の判定でYESの場合には、ステップＳ２に戻る。
このように、脈波の交流成分が所定の範囲内に入るように所定時間毎にＬＥＤ駆動パルス電流を最適化制御しているため、常に一定以上の測定精度を維持しつつ、ＬＥＤ１の消費電力を最小限に抑えることができる。
本発明における省電力のための制御方法としては、図１のＬＥＤ(1)に対する駆動電流の平均電流を制御するための制御形態として、図３の従来のものと同様に、電流パルスの振幅を小さくしたり、電流パルスのパルス幅を小さくすることによって行う。
前述の説明は、パルスオキシメータを例にとって説明したが、本発明はこれに限定されるものではない。
パルスフォトメトリの原理を利用したヘモグロビン濃度測定装置、色素濃度測定装置、ビリルビン濃度測定装置、血糖値測定装置などの血中光吸収物質濃度測定装置にも、同様に適用できる。
前述の説明は、パルスオキシメータを例にとって説明したが、本発明はこれに限定されるものではない。
パルスフォトメトリの原理を利用したヘモグロビン濃度測定装置、色素濃度測定装置、ビリルビン濃度測定装置、血糖値測定装置などの血中光吸収物質濃度測定装置にも、同様に適用できる。
本発明は、血中光吸収物質濃度測定装置を製造する産業で利用できる。
１ ＬＥＤ（発光手段）
２ ＬＥＤ駆動回路
３ フォトダイオード（受光手段）
４ 電流・電圧変換回路
５ 復調回路
６ ＬＥＤ駆動電流最適化制御器
７ 減光度の脈動成分検出手段
８ 減光度の比の演算手段
９ 酸素飽和度演算手段
１０ ＬＥＤ駆動電流演算回路
２ ＬＥＤ駆動回路
３ フォトダイオード（受光手段）
４ 電流・電圧変換回路
５ 復調回路
６ ＬＥＤ駆動電流最適化制御器
７ 減光度の脈動成分検出手段
８ 減光度の比の演算手段
９ 酸素飽和度演算手段
１０ ＬＥＤ駆動電流演算回路
Claims (2)
- 血管を含む生体組織に複数の発光手段から照射された異なった波長の光を受光手段で受光し、該受光手段から得られた脈波を処理して血液中の光吸収物質の濃度を得る血中光吸収物質濃度測定装置において、
前記脈波の交流成分が当該血中光吸収物質濃度測定装置によって定まる血中光吸収物質濃度の算出可能な下限値以上で且つ省電力を考慮した所定値以下の範囲内にない場合、前記交流成分が前記算出可能な下限値になるように前記複数の発光手段の駆動電流を制御する電流最適化手段を備えたことを特徴とする血中光吸収物質濃度測定装置。 - 前記電流最適化手段は、
前記脈波の前記交流成分、直流成分及び前記交流成分と前記直流成分との比を表す脈動率を取得する取得手段と、
前記直流成分及び前記脈動率に基づいて、前記交流成分が前記算出可能な下限値に一致する前記発光手段の駆動パルス電流の最適値を演算する演算手段と、
前記発光手段の駆動電流が前記駆動パルス電流の最適値に一致するように制御する最適化制御手段と、
を含むことを特徴とする請求項１に記載の血中光吸収物質濃度測定装置。
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