JP4847308B2 - 酸素飽和度測定装置 - Google Patents

Description

本発明は、人工心肺装置等からなる体外循環システムにおける酸素飽和度測定装置に関する。

従来、酸素飽和度測定装置は、血液を循環させるパイプ（本願において、チューブ及び、パイプに接続される専用のセルを含む。）の上から血液に向けて光を当て、反射した光、又は透過した光を検出し、得られた光強度に基づいて酸素飽和度を算出する構成をとっている（例えば、特許文献１参照）。
特開平１１−１０４１１４号公報

しかし、反射光を検出して酸素飽和度を算出する酸素飽和度測定装置によると、反射光自体が、そもそも血液を通過した光ではないため、測定精度が低いという問題がある。

また、透過光を検出して酸素飽和度を算出する酸素飽和度測定装置によると、血液を循環させる血液流路に大径のパイプを用いた場合、透過光の光路長が長く、透過光量が少なくなるため、測定のために上記血液流路からバイパスさせた細径の血液流路を別途設ける必要があり、また、バイパス流路を設けることに伴い、体外に取出す血液量が増大するという問題がある。

また、前者の酸素飽和度測定装置、後者の酸素飽和度測定装置のいずれも、血液が散乱の無い吸収物質と仮定して酸素飽和度を算出しているため、本来的に測定精度が低いという問題がある。

さらに、血液循環装置等における酸素飽和度の測定においては、血液を循環させるパイプの外部から血液に対し光を照射するため、受光部で検出される光強度は、少なくともパイプと血液の影響を受けることとなる。そのため、純粋に血液だけを測定できていないという点から測定精度が低いという問題もある。

また、パイプ内部に流れる血液の流速が変化すると、酸素飽和度測定値がダイナミックに変化してしまうという問題もある。

本発明は、上記のような従来技術の問題点を解決し、専用のバイパス流路を設ける必要が無く、血液循環の血液流路の途中にセンサを配し、血液流路のパイプの影響を除去し、測定精度の高い酸素飽和度測定装置を提供することを目的とする。

本発明の酸素飽和度測定装置は、複数波長の光をパイプ内の血液に入射させるための発光部と、該発光部からパイプ内に入射された光に対する血液の散乱光を受光する受光部とを備えた送受光センサ部と、前記発光部の発光タイミングを制御し、発光に同期して前記受光部から光強度信号を得る送受光信号制御部と、前記光強度信号をA/D変換し、血液の散乱を考慮した演算式に基づき前記パイプ内の血液の酸素飽和度を算出する演算処理部と、外乱光を除去する外乱除去手段と、を備えた酸素飽和度測定装置であって、
該演算式は、前記パイプ内に血液とは異なる散乱物質を入れ、そのとき得られた波長１，２の光強度信号に基づき算出した基準吸光度A01,A02をパラメータとし、
Φ ² ＝A1 ² /A2 ² ＝εh1/εh2
＝｛Sεo1＋（１−S）εd1｝/｛Sεo2＋（１−S）εd2｝
（ここで、A1は波長１における測定吸光度At1と基準吸光度A01との差、A2は波長２における測定吸光度At2と基準吸光度A02との差、εhはヘモグロビンの吸光係数、εoはオキシヘモグロビンの吸光係数、εdはデオキシヘモグロビンの吸光係数）
の演算式から酸素飽和度Sを求めることを特徴とする。

この発明の酸素飽和度測定装置によれば、人工心肺装置等の体外循環システムにおいて、血液の酸素飽和度を精度良く連続的に計測することができ、流速の変化があるときでも、血液の酸素飽和度を精度良く計測することが可能となる。

以下、本発明の実施形態を図面に基づいて説明する。

図１は、本発明の一実施形態に係る酸素飽和度測定装置の構成図、図２は、送受光センサ部の使用態様図、図３は、酸素飽和度測定装置の基準設定モード時の処理内容を表したフローチャート、図４は、酸素飽和度測定装置の測定モード時の処理内容を表したフローチャートをそれぞれ示す。

図１〜図３において、酸素飽和度測定装置１００は、送受光センサ部１０と送受光信号制御部２０と演算処理部３０とを備えて構成される。

送受光センサ部１０は、光源部１１と受光部１２とからなる。光源部１１は、波長λ1（例えば、７５０nm）の光を発する第１光源１１Aと波長λ2（例えば、８３０nm）の光を発する第２光源１１Bとからなり、各光源１１A、１１Bは半導体レーザー又はLEDなどで構成される。受光部１２は、光源部１１が発した光を受光し、受光した光強度に対応する電流を出力するフォトダイオード又はフォトトランジスタなどで構成される。

送受光センサ部１０は、内面が黒色のセンサホルダー４０で保持される。センサホルダー４０は、図２に示すように、光源部１１と受光部１２を同一平面上に配置させて保持する。センサホルダー４０は、送受光センサ部１０と専用のセル（パイプ）５０との間に隙間が生じないよう、緩衝材例えば黒いネオプレンゴム材４１を備える。光源部１１と受光部１２との間に位置する部分の緩衝材４１により、光源部１１が発した光が受光部１２に直接入射されず、誤検出を防止する。

センサホルダー４０は、セル５０を覆う。センサホルダー４０がセル５０を覆うことにより、外乱光の入射を遮ることができ、誤検出を防止する。センサホルダー４０は、外乱除去手段を構成する。

セル５０は、血液流路に直列に接続される比較的扁平な流路部材であり、送受光センサ部１０との密着部分が平らに形成され、かつ、透明な部材からなる。

送受光信号制御部２０は発光制御部２１と受光制御部２２を備える。発光制御部２１は、少なくとも第１、第２光源１１A、１１Bの発光タイミングを制御し、第１光源１１Aと第２光源１１Bが同時発光しないよう発光制御する。受光制御部２２は、受光部１２からの入力電流を電圧に変換し、変換後の電圧をサンプルホールドするなどの処理を行う。

演算処理部３０は、A/D部３１と演算部３２を備える。

A/D部３１は、受光制御部２２による処理後のアナログ信号をデジタル信号に変換する。

演算部３２は、後述するように、基準設定モード時に、基準散乱物質の散乱光の光強度信号に基づいて基準吸光度A01、A02を算出、記憶しておき、その後の測定モード時に、血液の散乱光の光強度信号に基づいて測定吸光度At1、At2を算出し、基準吸光度A01、A02と測定吸光度At1、At2をパラメータとする所定の演算式から酸素飽和度Sを求める処理を行う。

次に、上記のように構成される酸素飽和度測定装置１００を用いて血液の酸素飽和度Sを求める方法を説明する。

酸素飽和度Sを求めるにあたっては、血液の酸素飽和度Sを実際に測定する測定モードに先立ち、基準を設定するための基準設定モードを予め実行する。

A 基準設定モード（図３）
基準設定モードの内容を具体的に説明するに先立ち、基準設定モードの導入概念を説明する。

送受光センサ部１０がセル５０の外部にあるということは、計測される光強度のデータは、血液＋セル５０＋外乱を含んでいると考えられる。この場合、外乱については、セル５０の周囲を黒く密閉することでその影響を低減させることができるが、セル５０の影響はどうすることもできない。

セル５０の光の影響は、個体単位でばらつきがあると考えられるが、１つのセル５０を考えた場合、時間変化は無いと考えられる。そこで、血液＋セル５０の状態から得られる光強度データから、セル５０単体のデータを差し引けば、血液だけの状態が得られることになるため、基準を設定することとしている。

また、この基準もただ単にセル５０だけで基準をとることはあまり意味が無い。なぜなら、セル５０の内部に何も入っていない状態では、光がセル５０に入った後、光は直進を続け、反射した光が受光部１２に返ってくるだけであり、血液が入っているときの光の状況ととても似つかないものとなっているからである（図５参照）。

したがって、基準の条件とは、セル５０内に血液が入っているときと同じような光の状態を望む。同じような状態とは、図７に示すように、セル５０に光が入った後、すぐに理想的な散乱が起こるような状態を作り上げる必要がある。なぜなら、血液は散乱物質であるため、血液に入った光は直進性を失い散乱を起こすからである（図６参照）。

以上のように、基準とは、セル５０に血液が入っているときと同じような光散乱を起こさせ、血液を観測する際に、予め分かっているセル５０の影響を除去するために必要な操作である。

以下に、基準設定モードの内容を具体的に説明する。

酸素飽和度測定装置１００の電源投入前に、基準となる散乱物質としての白色系固体例えば白ジュラコンをセル５０に入れ、セル５０をセンサホルダー４０にセットする。ここで、白色系固体の代わりに、散乱物質としての白色系液体例えば濃度１％のイントラリピッド（商品名）溶液をセル５０に入れ、センサホルダー４０にセットするようにしてもよい。

次に、酸素飽和度測定装置１００の電源を投入する。

電源が投入されると、酸素飽和度測定装置１００は以下の処理を順に実行する。

1)波長λ1、λ2の光の照射（ステップS1）。

まず、発光制御部２１により、第１光源１１Aから波長λ1の光を、第２光源１１Bから波長λ2の光を互いに同時発光させないように発光制御し、波長λ1、λ2の光をセル５０に照射する。

2)基準吸光度A01、A02の算出（ステップS2）
セル５０に入射した光はセル５０内を直進して白ジュラコンに入射し、白ジュラコンで散乱光となり、散乱光の一部はセル５０内を直進して受光部１２で受光され、受光部１２は、受光した光の強度つまり散乱光強度に対応する電流を出力する。受光部１２の出力電流は、受光制御部２２において電圧に変換され、所定周期でサンプリングされる。

演算処理部３０においては、サンプリングされた複数の電圧値、換言すると複数の散乱光強度をそれぞれA/D部３１によりデジタル信号に変換し、演算部３２において、複数の散乱光強度の平均値L01、L02を求める。ここで、L01は、波長λ1の光を照射したときの散乱光強度の平均値であり、また、L02は、波長λ2の光を照射したときの散乱光強度の平均値である。

次に、予め設定されている入射光強度L0、つまり第１、第２光源１１A、１１Bから出射される光の強度と、上記散乱光強度L01、L02を下記式(1)、(2)に代入し、基準吸光度A01、A02を求める。

A01＝log（L0/L01） (1)
A02＝log（L0/L02） (2)
3)基準吸光度A01、A02の記憶（ステップS3）
ステップS2で算出した基準吸光度A01、A02を演算処理部３０の記憶部に記憶する。

B 測定モード（図４）
測定モードの内容を具体的に説明するに先立ち、測定モードの技術的思想を説明する。

酸素飽和度Sを求めるにあたり、血液を光散乱の無い吸光物質であると仮定した場合の吸光度Aは、一般に下記式(3)で表される。

A=εh・Ch・L (3)
（εh：ヘモグロビンの吸光係数、Ch：ヘモグロビン濃度、L：平均光路長）
仮に、２つの波長λ1、λ2の光を照射することとし、オキシヘモグロビン、デオキシヘモグロビンの吸光係数をそれぞれεo、εdとすると、ヘモグロビンの吸光係数εhは、下記式(4)、(5)で表される。

εh1＝Sεo1＋（１−S）εd1 (4)
εh2＝Sεo2＋（１−S）εd2 (5)
そして、そのときの吸光度A1、A2は、下記式(6)、(7)で表される。

A1=εh1・Ch・L (6)
A2=εh2・Ch・L (7)
A1、A2の比Φをとると、Φは下記式(8)で表される。

Φ＝A1/A2＝εh1/εh2＝｛Sεo1＋（１−S）εd1｝/｛Sεo2＋（１−S）εd2｝ (8)
ここで、εo1、εd1、εo2、εd2の数値は予め分かっているため、Φを実測することによって酸素飽和度Sを求めることができる。

以上が血液に光散乱が無いと仮定した場合の酸素飽和度の算出方法である。

しかし、血液は光散乱物質であるため、上記算出方法によると誤差が大きくなる。

そこで、光散乱物質において血液だけに特化し、今回使用する波長領域を考慮した場合、吸光度Aは、下記式(9)のように考えることができる。

A=｛εh・（εh＋F）｝^1/2・Ch・L (9)
（F：血液の散乱係数）
ここで、εh＜＜Fであると仮定すると、吸光度Aは、下記式(10)で表すことができる。

A＝（εh・F）^1/2・Ch・L (10)
上記と同様、２つの波長λ1、λ2の光を照射したとすると、吸光度A1、A2は、散乱係数Fに波長依存性が無いと仮定して、それぞれ下記式(11)、(12)で表される。

A1＝（εh1・F）^1/2・Ch・L (11)
A2＝（εh2・F）^1/2・Ch・L (12)
A1、A2の比Φをとると、Φは下記式(13)で表される。

Φ＝A1/A2＝（εh1・F）^1/2/（εh2・F）^1/2 (13)
さらに両辺を２乗すると、
Φ²＝A1²/A2²＝εh1/εh2
＝｛Sεo1＋（１−S）εd1｝/｛Sεo2＋（１−S）εd2｝ (14)
となる。

ここで、εo1、εd1、εo2、εd2の数値は予め分かっているため、Φを実測することによって酸素飽和度Sを求めることができる。

本実施形態では、基準設定モード時の吸光度をA01、A02とし、測定モード時の吸光度をAt1、At2とし、A1=At1−A01、A2=At2−A02として計算している。ただし、平均光路長Lは、基準設定モード時と測定モード時では同じ散乱物質のため変化しないものと仮定している。

以下に、測定モードの内容を具体的に説明する。

まず、白ジュラコンをセル５０から除去し、血液をセル５０に入れ、セル５０をセンサホルダー４０にセットする。

次に、酸素飽和度測定装置１００の電源を投入する。

電源が投入されると、酸素飽和度測定装置１００は以下の処理を順に実行する。

1)波長λ1、λ2の光の照射（ステップS11）。

まず、発光制御部２１により、第１光源１１Aから波長λ1の光を、第２光源１１Bから波長λ2の光を互いに同時発光させないように発光制御し、波長λ1、λ2の光をセル５０に照射する。

2)測定吸光度At1、At2の算出（ステップS12）
セル５０に入射した光はセル５０内を直進して血液に入射し、血液中で散乱光となり、散乱光の一部はセル５０内を直進して受光部１２で受光され、受光部１２は、受光した光の強度つまり散乱光強度に対応する電流を出力する。受光部１２の出力電流は、受光制御部２２において電圧に変換され、所定周期でサンプリングされる。

演算処理部３０においては、サンプリングされた複数の電圧値、換言すると複数の散乱光強度をそれぞれA/D部３１によりデジタル信号に変換し、演算部３２において、複数の散乱光強度の平均値Lt1、Lt2を求める。ここで、Lt1は、波長λ1の光を照射したときの散乱光強度の平均値であり、また、Lt2は、波長λ2の光を照射したときの散乱光強度の平均値である。

次に、予め設定されている入射光強度L0、つまり第１、第２光源１１A、１１Bから出射される光の強度と、上記散乱光強度Lt1、Lt2を下記式(15)、(16)に代入し、測定吸光度At1、At2を求める。

At1＝log（L0/Lt1） (15)
At2＝log（L0/Lt2） (16)
3)吸光度差A1、A2の算出（ステップS13）
下記式(17)、(18)により、測定吸光度At1、At2と上記ステップS3で記憶した基準吸光度A01、A02との差A1、A2を求める。

A1=At1−A01 (17)
A2=At2−A02 (18)
4)酸素飽和度Sの算出（ステップS14）
下記演算式(19)により、酸素飽和度Sを求める。

A1²/A2²＝｛Sεo1＋（１−S）εd1｝/｛Sεo2＋（１−S）εd2｝ (19)
ここで、εo1は、波長λ1の光に対するオキシヘモグロビンの吸光係数、εo2は、波長λ2の光に対するオキシヘモグロビンの吸光係数、εd1は、波長λ1の光に対するデオキシヘモグロビンの吸光係数、εd2は、波長λ2の光に対するデオキシヘモグロビンの吸光係数であり、これらの数値は既知である。このため、測定吸光度At1、At2、オキシヘモグロビンの波長λ1、λ2の光に対する吸光係数εo1、εo2、及びデオキシヘモグロビンの波長λ1、λ2の光に対する吸光係数εd1、d2をそれぞれ上記式(19)に代入することによって酸素飽和度Sを求めることができる。

次に、従来装置つまり血液を吸収物質と仮定して酸素飽和度を算出する酸素飽和度測定装置による実験結果と、本実施形態装置つまり上述したような方法により酸素飽和度を算出する酸素飽和度測定装置１００による実験結果を、図８〜図１１に基づいて比較説明する。

図８及び図９は、血液を採取して血液分析して得られた結果（図中、黒点で表した波形に対応する。）に対する従来装置及び本実施形態装置１００の各実験結果を示し、図８は、従来装置の実験結果、図９は、本実施形態装置１００の実験結果を示す。

図８と図９を比較すれば明らかなように、従来装置による実験結果は、血液分析の結果から比較的大きくずれているのに対し、本実施形態装置１００による実験結果は、血液分析の結果に近似したものとなっている。

図１０及び図１１は、血液の流速をダイナミックに変化させたときの従来装置及び本実施形態装置１００の各実験結果を示し、図１０は従来装置、図１１は本実施形態装置１００に対応している。

図１０と図１１を比較すれば明らかなように、従来装置では酸素飽和度がダイナミックに変化するのに対し、本実施形態装置１００では変化の度合が少なく、精度が高いことが分かる。

このような実験結果に対する推測を以下に述べる。

従来装置では、血液の散乱を考慮せず血液を吸収物質と仮定して酸素飽和度を算出している。このため、血液の流速が変化すると、ヘモグロビンの形状が変化することにより、散乱が変化し、見掛けの吸光度が変化するため、従来装置では、酸素飽和度がダイナミックに変化したと推察される。

これに対し、本実施形態では、血液が散乱物質であることを考慮に入れ、散乱物質にて基準をとり、散乱を考慮した演算を行うことで散乱の変化による影響を除去できたため、流速変化による酸素飽和度の変化を抑制することができたと推測する。

以上説明したように、本実施形態の酸素飽和度測定装置１００は、複数波長の光をセル（パイプ）５０内の血液に入射させるための発光部１１と、発光部１１からセル５０内に入射された光に対する血液の散乱光を受光する受光部１２とを備えた送受光センサ部１０と、発光部１１の発光タイミングを制御し、発光に同期して受光部１２から光強度信号を得る送受光信号制御部２０と、光強度信号をA/D変換し、血液の散乱を考慮した所定の演算式(19)に基づきセル５０内の血液の酸素飽和度を算出する演算処理部３０と、外乱光を除去するセンサホルダー（外乱除去手段）４０とを備える。本実施形態によると、人工心肺装置等の体外循環システムにおいて、酸素飽和度を精度良く連続的に計測することが可能となる。また、流速の変化があるときでも精度良く計測することが可能となる。

本発明の一実施形態に係る酸素飽和度測定装置の構成図である。 送受光センサ部の使用態様図である。 酸素飽和度測定装置の基準設定モード時の処理内容を表したフローチャートである。 酸素飽和度測定装置の測定モード時の処理内容を表したフローチャートである。 酸素飽和度測定のために基準を設定する理由の説明図である。 同じく酸素飽和度測定のために基準を設定する理由の説明図である。 同じく酸素飽和度測定のために基準を設定する理由の説明図である。 従来装置による実験結果を示すグラフである。 本実施形態装置による実験結果を示すグラフである。 血液の流速をダイナミックに変化させたときの従来装置による実験結果を示すグラフである。 血液の流速をダイナミックに変化させたときの本実施形態装置による実験結果を示すグラフである。

符号の説明

１０ 送受光センサ部
１１ 発光部
１２ 受光部
２０ 送受光信号制御部
３０ 演算処理部
４０ センサホルダー（外乱除去手段）
５０ セル（パイプ）
１００ 酸素飽和度測定装置

Claims (1)

1. 複数波長の光をパイプ内の血液に入射させるための発光部と、該発光部からパイプ内に入射された光に対する血液の散乱光を受光する受光部とを備えた送受光センサ部と、
   前記発光部の発光タイミングを制御し、発光に同期して前記受光部から光強度信号を得る送受光信号制御部と、
   前記光強度信号をA/D変換し、血液の散乱を考慮した演算式に基づき前記パイプ内の血液の酸素飽和度を算出する演算処理部と、
   外乱光を除去する外乱除去手段と、
   を備えた酸素飽和度測定装置であって、
   該演算式は、前記パイプ内に血液とは異なる散乱物質を入れ、そのとき得られた波長１，２の光強度信号に基づき算出した基準吸光度A01,A02をパラメータとし、
   Φ ² ＝A1 ² /A2 ² ＝εh1/εh2
   ＝｛Sεo1＋（１−S）εd1｝/｛Sεo2＋（１−S）εd2｝
   （ここで、A1は波長１における測定吸光度At1と基準吸光度A01との差、A2は波長２における測定吸光度At2と基準吸光度A02との差、εhはヘモグロビンの吸光係数、εoはオキシヘモグロビンの吸光係数、εdはデオキシヘモグロビンの吸光係数）
   の演算式から酸素飽和度Sを求めることを特徴とする酸素飽和度測定装置。