JP6125821B2 - 酸素飽和度測定装置及び酸素飽和度算出方法 - Google Patents
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Description
本発明は、酸素飽和度測定装置及び酸素飽和度算出方法に関するものである。
近年、近赤外光を用いて生体内の酸素飽和度を非侵襲で測定する方法が研究されている。このような方法には、空間分解分光法（Spacially Resolved Spectroscopy：ＳＲＳ）、時間分解分光法（Time Resolved Spectroscopy：ＴＲＳ）、位相変調分光法（Phase Modulation Spectroscopy：ＰＭＳ）がある。
（１）空間分解分光法（ＳＲＳ）
一つの光入射位置から生体内に近赤外光（ＣＷ光）を入射した後、複数の光検出位置のそれぞれにて、生体内を吸収・散乱した光を検出する。そして、各光検出位置での入射光強度と検出光強度との比の常用対数（減光度）を算出し、光入射位置から光検出位置までの距離に対する減光度の傾きを利用して酸素飽和度を算出する。
一つの光入射位置から生体内に近赤外光（ＣＷ光）を入射した後、複数の光検出位置のそれぞれにて、生体内を吸収・散乱した光を検出する。そして、各光検出位置での入射光強度と検出光強度との比の常用対数（減光度）を算出し、光入射位置から光検出位置までの距離に対する減光度の傾きを利用して酸素飽和度を算出する。
（２）時間分解分光法（ＴＲＳ）
数ピコ秒といった極めて短い時間幅を有するパルス光を生体に入射し、生体表面において検出される光の時間分解波形を超高速光検出器により検出する。そして、その検出光の時間応答特性を、光拡散理論に基づく時間応答特性と合致するようにフィッティングすることにより吸収係数や等価散乱係数の値を求めたのち、最小二乗法によりオキシヘモグロビン濃度、デオキシヘモグロビン濃度を求め、これらより酸素飽和度を算出する。
数ピコ秒といった極めて短い時間幅を有するパルス光を生体に入射し、生体表面において検出される光の時間分解波形を超高速光検出器により検出する。そして、その検出光の時間応答特性を、光拡散理論に基づく時間応答特性と合致するようにフィッティングすることにより吸収係数や等価散乱係数の値を求めたのち、最小二乗法によりオキシヘモグロビン濃度、デオキシヘモグロビン濃度を求め、これらより酸素飽和度を算出する。
（３）位相変調分光法（ＰＭＳ）
１００ＭＨｚ程度の正弦波に変調された光を生体に入射し、生体表面において検出された光の位相変化及び振幅変化から各ヘモグロビン濃度および酸素飽和度を算出する。
１００ＭＨｚ程度の正弦波に変調された光を生体に入射し、生体表面において検出された光の位相変化及び振幅変化から各ヘモグロビン濃度および酸素飽和度を算出する。
なお、特許文献１には、近赤外線無侵襲生体計測装置が記載されている。この文献に記載された装置は、生体の深い所の酸素状態を近赤外線を用いて高い精度で計測するために、次の構成を備えている。すなわち、この装置は、２つの波長の近赤外線の光の強度を強弱に変化させつつ照射する発光素子と、この発光素子と一定の距離に配置されてその光による透過光を受光する受光素子と、２つの波長において強弱それぞれの場合の吸光度を算出し、これら吸光度をBeer-Lambert則に適用して生体の酸素状態を演算する制御ユニットとを備えている。
また、非特許文献１には、時間分解法を用いて組織の光学特性を非侵襲で測定する方法が記載されている。
Michael S. Patterson, B. Chance, and B. C. Wilson, "Time resolvedreflectance and transmittance for the noninvasive measurement of tissue opticalproperties", APPLIED OPTICS, Vol. 28, No. 12 (1989)
上述した３つの測定方法のうち、時間分解分光法では、数ピコ秒程度のパルス光を発生する光源と、数ピコ秒程度の時間幅の検出信号を時間分解計測し得る検出器とが必要であるため、装置のコストが高くなってしまう。更に、光拡散理論に基づく演算を行うため、演算処理装置への負担が大きくなってしまう。また、位相変調分光法では、検出光の位相変化を検出するために精度の高い位相検出技術が必要であり、装置のコストが高くなってしまう。更に、検出光の位相変化及び振幅変化を検出するために装置の構成が複雑になってしまう。これらの問題に対し、空間分解分光法は、連続光（ＣＷ光）を使用し、光検出の際にも特別な構成を必要としないので、上記２つの方法と比較して、極めて簡易な構成でもって測定を行うことができる。
しかしながら、空間分解分光法にも課題が存在する。空間分解分光法では光検出位置を複数設けるため、光検出器と生体表面との接触状態や光の伝搬する経路が光検出位置毎に異なるため、それらの違いが測定誤差となって現れてしまう。また、各光検出位置における光検出器の検出特性のバラツキによって、測定精度が低下してしまう。
なお、特許文献１に記載された装置では光入射位置および光検出位置を各一つのみとしており、上記の課題は回避される。しかし、この装置が採用している測定方法では、原理上、酸素飽和度を精度良く算出することが困難である（非特許文献１、特に式１６を参照。光量を変化させても光路長、すなわち得られる深部情報は変わらない）。
本発明は、このような問題点に鑑みてなされたものであり、光入射位置および光検出位置を各一つのみとし、酸素飽和度を精度良く算出することができる酸素飽和度測定装置及び酸素飽和度算出方法を提供することを目的とする。
上述した課題を解決するために、本発明による酸素飽和度測定装置は、生体内における酸素飽和度を測定する装置であって、一つの光入射位置から生体内に、互いに波長が異なる第１及び第２の光を入射する光入射部と、生体の内部を伝搬した第１及び第２の光の光強度を一つの光検出位置において検出する光検出部と、光検出部での検出結果から求められる生体内における第１及び第２の光の減光度をModified Beer-Lambert則に適用して生体内の酸素飽和度を算出する演算部とを備え、演算部が、生体内における第１及び第２の光の光路長が互いにほぼ等しく、且つ、第１の光に関するヘモグロビン以外の吸光物質による吸収項と散乱項との和と、第２の光に関するヘモグロビン以外の吸光物質による吸収項と散乱項との和との比が、第１の光の減光度と第２の光の減光度との比にほぼ等しいと仮定して、酸素飽和度を算出することを特徴とする。
また、本発明による酸素飽和度算出方法は、生体内における酸素飽和度を測定する装置の内部において酸素飽和度を算出する方法であって、一つの光入射位置から生体内に互いに波長が異なる第１及び第２の光を入射し、生体の内部を伝搬した第１及び第２の光の光強度を一つの光検出位置において検出して求められる生体内における第１及び第２の光の減光度をModified Beer-Lambert則に適用して生体内の酸素飽和度を算出する演算ステップを備え、演算ステップにおいて、生体内における第１及び第２の光の光路長が互いにほぼ等しく、且つ、第１の光に関するヘモグロビン以外の吸光物質による吸収項と散乱項との和と、第２の光に関するヘモグロビン以外の吸光物質による吸収項と散乱項との和との比が、第１の光の減光度と第２の光の減光度との比に等しいと仮定して、酸素飽和度を算出することを特徴とする。
また、上述した酸素飽和度測定装置及び酸素飽和度算出方法は、演算部が（又は演算ステップにおいて）、仮定に基づき算出された或る生体の酸素飽和度と、予め当該生体の酸素飽和度を測定した結果との比較に基づいて立式された以下の補正式（１）
（但し、ＳＯ２は仮定に基づき算出された酸素飽和度、ＳＯ２，ｃｏｒｒは補正後の酸素飽和度、ａ，ｂは実数）を用いて、他の生体について算出された酸素飽和度を補正することを特徴としてもよい。
（但し、ＳＯ２は仮定に基づき算出された酸素飽和度、ＳＯ２，ｃｏｒｒは補正後の酸素飽和度、ａ，ｂは実数）を用いて、他の生体について算出された酸素飽和度を補正することを特徴としてもよい。
また、酸素飽和度測定装置及び酸素飽和度算出方法は、演算部が（又は演算ステップにおいて）、以下の演算式（２）
（但し、ＳＯ２は仮定に基づき算出された酸素飽和度、λ１は第１の光の波長、λ２は第２の光の波長、εHbO2（λ）は波長λの光に対するオキシヘモグロビンのモル吸光係数、εHb（λ）は波長λの光に対するデオキシヘモグロビンのモル吸光係数、ＯＤ（λ，ｔ）は時刻ｔにおける波長λの光に対する減光度）を用いて酸素飽和度を算出することを特徴としてもよい。
（但し、ＳＯ２は仮定に基づき算出された酸素飽和度、λ１は第１の光の波長、λ２は第２の光の波長、εHbO2（λ）は波長λの光に対するオキシヘモグロビンのモル吸光係数、εHb（λ）は波長λの光に対するデオキシヘモグロビンのモル吸光係数、ＯＤ（λ，ｔ）は時刻ｔにおける波長λの光に対する減光度）を用いて酸素飽和度を算出することを特徴としてもよい。
本発明による酸素飽和度測定装置及び酸素飽和度算出方法によれば、光入射位置および光検出位置を各一つのみとし、酸素飽和度を精度良く算出することができる。
以下、添付図面を参照しながら本発明による酸素飽和度測定装置及び酸素飽和度算出方法の実施の形態を詳細に説明する。なお、図面の説明において同一の要素には同一の符号を付し、重複する説明を省略する。
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を示すブロック図である。また、図２（ａ）は、本実施形態の酸素飽和度測定装置が備えるプローブ２０の外観を示す平面図であり、図２（ｂ）は、図２（ａ）に示されたII−II線に沿った断面図である。また、図３は、プローブ２０が生体Ａの表面に装着された状態を示す図である。
図１に示されるように、本実施形態の酸素飽和度測定装置１Ａは、本体部１０と、プローブ２０とを備えている。酸素飽和度測定装置１Ａは、生体の一部（例えば頭部）に固定されたプローブ２０から一つの光入射位置に第１の光（波長λ１）及び第２の光（波長λ２≠λ１）を入射し、生体における一つの光検出位置から出射される光の強度を検出することにより、ヘモグロビン酸素飽和度を算出する装置である。なお、第１及び第２の光としては、例えば近赤外光が用いられる。
図２に示されるように、プローブ２０は、光入射部２１と光検出部２２とを有している。光入射部２１と光検出部２２とは、互いに例えば数ｃｍ程度の間隔をあけて配置され、柔軟な黒色のゴム製のホルダー２３によって実質的に一体化されている。プローブ２０は、例えば毛髪の無い前額部に、粘着テープや伸縮性のバンド等によって固定されることができる。
光入射部２１は、図３に示されるように、一つの光入射位置Ｐ１から生体Ａ内に向けて第１及び第２の光Ｌ１，Ｌ２を入射する。光入射部２１は、例えば発光ダイオード（ＬＥＤ）といった半導体発光素子を含んで構成されている。光入射部２１は、半導体発光素子から発せられた第１及び第２の光Ｌ１，Ｌ２を、生体Ａの表面に対してほぼ垂直に入射する。なお、半導体発光素子を駆動するための電力は、ケーブル２８を介して本体部１０から送られる。
光検出部２２は、生体の内部を伝搬した第１及び第２の光Ｌ１，Ｌ２の光強度を、一つの光検出位置Ｐ２において検出し、その光強度に応じた電気的な検出信号を生成する。光検出部２２は、例えばＳｉ ＰＩＮフォトダイオードといった半導体受光素子を含んで構成されている。なお、光検出部２２は、半導体受光素子から出力される光電流を積分し、増幅するプリアンプ部を更に有してもよい。これにより、微弱な信号を感度良く検出して検出信号を生成し、この信号を本体部１０へケーブル２８を介して伝送することができる。
図１を参照すると、本体部１０は、駆動部（ドライバ）１１、サンプルホールド回路１２、Ａ／Ｄ変換回路１３、ＣＰＵ１４、表示部１５、ＲＯＭ１６、ＲＡＭ１７、及びデータバス１８を備えている。
駆動部１１は、光入射部２１の半導体発光素子を駆動する回路によって構成されている。駆動部１１は、データバス１８に電気的に接続されており、同じくデータバス１８に電気的に接続されているＣＰＵ１４から半導体発光素子の駆動を指示するための指示信号を受ける。指示信号には、半導体発光素子から出力される光の光強度や波長（例えば波長λ１及びλ２のうちいずれかの波長）などの情報が含まれている。駆動部１１は、ＣＰＵ１４から受けた指示信号に基づいて半導体発光素子を駆動し、生体内部へ光を入射させる。なお、光入射部の構成は本実施形態のものに限られず、本体部１０に収容された発光素子から光ファイバを介してプローブ２０の光入射部へ第１及び第２の光を送るように構成されてもよい。
サンプルホールド回路１２及びＡ／Ｄ変換回路１３は、プローブ２０からケーブル２８を介して伝送される検出信号を入力してこれを保持（ホールド）し、デジタル信号化を行ってＣＰＵ１４に出力する。サンプルホールド回路１２は、Ａ／Ｄ変換回路１３に電気的に接続されており、保持した検出信号をＡ／Ｄ変換回路１３へ出力する。
Ａ／Ｄ変換回路１３は、検出信号をアナログ信号からデジタル信号に変換するための手段である。Ａ／Ｄ変換回路１３は、サンプルホールド回路１２から受けた検出信号をデジタル信号に変換する。Ａ／Ｄ変換回路１３は、データバス１８に電気的に接続されており、変換した検出信号をデータバス１８を介してＣＰＵ１４へ出力する。
ＣＰＵ１４は、本実施形態における演算部であり、Ａ／Ｄ変換回路１３から受けた検出信号に基づいて、生体内部に含まれるヘモグロビンの酸素飽和度を算出する。そのための演算プログラムは、ＲＯＭ１６に格納されている。ＣＰＵ１４は、算出したヘモグロビン酸素飽和度を示す時系列データをデータバス１８を介して表示部１５へ送る。表示部１５は、データバス１８に電気的に接続されており、データバス１８を介してＣＰＵ１４から送られた結果を表示する。
ここで、検出信号に基づくヘモグロビン酸素飽和度の算出方法について述べる。本実施形態では、ＣＰＵ１４が、光検出部２２での検出結果から求められる生体内における第１及び第２の光Ｌ１，Ｌ２の減光度をModified Beer-Lambert則に適用することにより、生体内の酸素飽和度を算出する。
いま、光入射部２１から波長λの近赤外光を生体内に照射すると、或る時刻ｔにおける波長λの光の減光度ＯＤ（λ，ｔ）は、Modified Beer-Lambert則を適用して以下の式（３）のように表現される。
但し、数式（３）において、各変数の定義は以下のとおりである。
Ｉｉｎ（λ）：波長λの光の入射光強度
Ｉｏｕｔ（λ，ｔ）：波長λの光の検出光強度
εHbO2（λ）：波長λの光に対するオキシヘモグロビンのモル吸光係数
εHb（λ）：波長λの光に対するデオキシヘモグロビンのモル吸光係数
［ＨｂＯ２］（ｔ）：生体内のオキシヘモグロビン濃度
［Ｈｂ］（ｔ）：生体内のデオキシヘモグロビン濃度
［ｔＨｂ］（ｔ）：生体内のトータルヘモグロビン濃度
ＳＯ２（ｔ）：生体内の酸素飽和度
Ｌ（λ，ｔ）：波長λの光の光路長
Ａ（λ，ｔ）：ヘモグロビン以外の吸光物質（例えば、チトクロムｃオキシダーゼ、ミオグロビン、水、脂肪など）による吸収項
Ｓ（λ，ｔ）：散乱項
なお、酸素飽和度ＳＯ２（ｔ）は、次の数式によって定義される値である。
但し、数式（３）において、各変数の定義は以下のとおりである。
Ｉｉｎ（λ）：波長λの光の入射光強度
Ｉｏｕｔ（λ，ｔ）：波長λの光の検出光強度
εHbO2（λ）：波長λの光に対するオキシヘモグロビンのモル吸光係数
εHb（λ）：波長λの光に対するデオキシヘモグロビンのモル吸光係数
［ＨｂＯ２］（ｔ）：生体内のオキシヘモグロビン濃度
［Ｈｂ］（ｔ）：生体内のデオキシヘモグロビン濃度
［ｔＨｂ］（ｔ）：生体内のトータルヘモグロビン濃度
ＳＯ２（ｔ）：生体内の酸素飽和度
Ｌ（λ，ｔ）：波長λの光の光路長
Ａ（λ，ｔ）：ヘモグロビン以外の吸光物質（例えば、チトクロムｃオキシダーゼ、ミオグロビン、水、脂肪など）による吸収項
Ｓ（λ，ｔ）：散乱項
なお、酸素飽和度ＳＯ２（ｔ）は、次の数式によって定義される値である。
上式（３）をλ＝λ１，λ２の近赤外光にそれぞれ適用すると、次の数式（５）及び（６）が得られる。なお、一実施例ではλ１は７３５ｎｍであり、λ２は８５０ｎｍである。
ここで、本実施形態では、ＣＰＵ１４が以下の仮定（近似）に基づいて酸素飽和度を算出する。まず、生体内における第１及び第２の光Ｌ１，Ｌ２の光路長が互いに等しいと仮定（近似）する。この仮定は、以下の数式（７）で表される。
次に、第１の光Ｌ１に関するヘモグロビン以外の吸光物質による吸収項と散乱項との和と、第２の光Ｌ２に関するヘモグロビン以外の吸光物質による吸収項と散乱項との和との比が、第１の光Ｌ１の減光度と第２の光Ｌ２の減光度との比に等しいと仮定する。この仮定（近似）は、以下の数式（８）で表される。
以上の仮定（近似）を導入することによって、前述した数式（５）及び（６）から、酸素飽和度ＳＯ２（ｔ）は以下の数式（９）を用いて算出される。
なお、上記の数式（９）において、モル吸光係数εHbO2（λ）及びεHb（λ）を、例えばεHbO2（λ１）＝０．４６４６、εHb（λ１）＝１．２９５９、εHbO2（λ２）＝１．１５９６、εHb（λ２）＝０．７８６１（それぞれ単位はｍＭ−１ｃｍ−１）とすることができる。
なお、上記の数式（９）において、モル吸光係数εHbO2（λ）及びεHb（λ）を、例えばεHbO2（λ１）＝０．４６４６、εHb（λ１）＝１．２９５９、εHbO2（λ２）＝１．１５９６、εHb（λ２）＝０．７８６１（それぞれ単位はｍＭ−１ｃｍ−１）とすることができる。
数式（９）において、ＯＤ（λ，ｔ）は次の数式（１０）によって求められる。
ここで、ＡＤＣ（λ，ｔ）は波長λの光の検出光強度であり、ＡＤＣDARK（ｔ）は暗電流の大きさに相当する電圧換算された１２ビットＡ／Ｄカウント値であり，Ｋ（λ）は、半導体発光素子のパルス駆動順電流ＩFin（λ）の大きさに相当する値を１２ビットＡ／Ｄカウント値に変換するための換算係数である。光検出部２２のゲイン（例えば、初段トランスインピーダンスアンプのゲイン１．０×１０７倍、及び次段プログラマブルゲインアンプのゲイン２０倍）を複数の生体に対して一定の値に統一すれば、換算係数Ｋ（λ）は、複数の生体に対して同一の値を適用可能となる。その際、検出光強度ＡＤＣ（λ，ｔ）及び暗電流相当値ＡＤＣDARK（ｔ）は、複数の生体の光学定数（吸収係数、等価散乱係数）に依存して様々な値を示すこととなる。
ここで、ＡＤＣ（λ，ｔ）は波長λの光の検出光強度であり、ＡＤＣDARK（ｔ）は暗電流の大きさに相当する電圧換算された１２ビットＡ／Ｄカウント値であり，Ｋ（λ）は、半導体発光素子のパルス駆動順電流ＩFin（λ）の大きさに相当する値を１２ビットＡ／Ｄカウント値に変換するための換算係数である。光検出部２２のゲイン（例えば、初段トランスインピーダンスアンプのゲイン１．０×１０７倍、及び次段プログラマブルゲインアンプのゲイン２０倍）を複数の生体に対して一定の値に統一すれば、換算係数Ｋ（λ）は、複数の生体に対して同一の値を適用可能となる。その際、検出光強度ＡＤＣ（λ，ｔ）及び暗電流相当値ＡＤＣDARK（ｔ）は、複数の生体の光学定数（吸収係数、等価散乱係数）に依存して様々な値を示すこととなる。
本実施形態では、上述した数式（９）を補正した以下の数式（１１）を用いて、補正後の酸素飽和度ＳＯ２，ｃｏｒｒ（ｔ）を算出するとよい。但し、ａ，ｂは実数である。
この数式（１１）のａ，ｂは、数式（７）及び（８）の仮定に基づき算出された或る生体の酸素飽和度ＳＯ２（ｔ）と、予め当該生体の酸素飽和度ＳＯ２（ｔ）を他の手段により測定した結果との比較に基づいて求められる値である。
この数式（１１）のａ，ｂは、数式（７）及び（８）の仮定に基づき算出された或る生体の酸素飽和度ＳＯ２（ｔ）と、予め当該生体の酸素飽和度ＳＯ２（ｔ）を他の手段により測定した結果との比較に基づいて求められる値である。
上記数式（１０）の係数Ｋ（λ）の算出方法の例について説明する。図４は、係数Ｋ（λ）の算出方法の一例として、減光フィルタ（ＮＤフィルタ）を用いる方法を概念的に示す図である。この方法では、光入射部２１と光検出部２２を互いに対向するように配置し、これらの間に既知の透過率を有するＮＤフィルタ２４を配置する。光入射部２１から出射された光は、ＮＤフィルタ２４を通過して減光され、光検出部２２に達する。なお、図４では、光入射部２１の例として、３つのＬＥＤ２１ａ〜２１ｃを有する構成が示されている。ＬＥＤ２１ａ及び２１ｂは、波長λ１の第１の光Ｌ１、及び波長λ２の第２の光Ｌ２をそれぞれ発光する。ＬＥＤ２１ｃは、波長λ１，λ２とは異なる波長λ３（例えば８１０ｎｍ）の第３の光Ｌ３を発光する。また、光検出部２２は、例えばＳｉ ＰＩＮフォトダイオードといった半導体受光素子と、その後段に設けられたトランスインピーダンスアンプ（ＴＩＡ）２２ｂおよびプログラマブルゲインアンプ（ＰＧＡ）２２ｃとを有する。
図４に示された構成では、光入射部２１から各波長λ１〜λ３の光Ｌ１〜Ｌ３を順に出力し、ＮＤフィルタ２４を透過後の光強度を光検出部２２にて検出する。このとき、ＬＥＤ２１ａ〜２１ｃの順電流量を次第に増加させて各光Ｌ１〜Ｌ３の光強度を次第に高めつつ、検出光のＡ／Ｄカウント値（例えば１２ビット）を取得するとよい。これにより、ＬＥＤ２１ａ〜２１ｃに与えられるパルス駆動順電流ＩFin（λ１）、ＩFin（λ２）、及びＩFin（λ３）の大きさに相当する値を１２ビットＡ／Ｄカウント値に変換するための検量線が得られる。そして、この１２ビットＡ／Ｄカウント値をＮＤフィルタ２４の分光透過率で除することにより、光Ｌ１〜Ｌ３の光強度（ＬＥＤ２１ａ〜２１ｃの順電流量）の１２ビットＡ／Ｄカウント相当値が得られ、これにより換算係数Ｋ（λ１）、Ｋ（λ２）及びＫ（λ３）が得られたことになる。これらの換算係数は装置のみに依存するので、予め測定しておき、生体計測時には図１に示されたＲＯＭ１６（パラメータデータベース部）から読み出して演算に用いるとよい。
図５は、係数Ｋ（λ）の算出方法の別の例として、光入射部２１において光Ｌ１〜Ｌ３の強度をモニタする方法を概念的に示す図である。この方法では、光入射部２１の内部におけるＬＥＤ２１ａ〜２１ｃの近傍に、モニタ用ユニット（例えばモニタ用フォトダイオード）２５ａ〜２５ｃが配置される。これらのモニタ用ユニット２５ａ〜２５ｃは、ＬＥＤ２１ａ〜２１ｃが発光した光Ｌ１〜Ｌ３の光強度をそれぞれ検出し、光電流に変換する。これらの光電流は、光入射部２１若しくは本体部１０に設けられたＴＩＡ２６ａ〜２６ｃ、ＰＧＡ２７ａ〜２７ｃ、及びＡＤＣ２８ａ〜２８ｃによって１２ビットＡ／Ｄカウント値にそれぞれ変換される。これにより、換算係数Ｋ（λ１）、Ｋ（λ２）及びＫ（λ３）が得られる。
図６は、本実施形態による酸素飽和度算出方法を示すフローチャートである。この酸素飽和度算出方法では、まず、一つの光入射位置Ｐ１から生体Ａ内に、互いに波長が異なる第１及び第２の光Ｌ１，Ｌ２を入射する（光入射ステップＳ１１）。次に、生体Ａの内部を伝搬した第１及び第２の光Ｌ１，Ｌ２の光強度を、一つの光検出位置Ｐ２において検出する（光検出ステップＳ１２）。
続いて、光検出ステップＳ１２での検出結果から求められる生体Ａ内における第１及び第２の光Ｌ１，Ｌ２の減光度ＯＤ（λ，ｔ）をModified Beer-Lambert則に適用して、生体Ａ内の酸素飽和度ＳＯ２（ｔ）を算出する（演算ステップＳ１３）。なお、演算ステップＳ１３では、前述した数式（９）を用いて酸素飽和度ＳＯ２（ｔ）を算出することが好ましい。更に、演算ステップＳ１３では、前述した補正式（１１）を用いて、酸素飽和度を補正することがより好ましい。
以上の構成を備える本実施形態の酸素飽和度測定装置１Ａおよび酸素飽和度算出方法によって得られる効果について説明する。この酸素飽和度測定装置１Ａおよび酸素飽和度算出方法では、光入射位置Ｐ１および光検出位置Ｐ２をそれぞれ一つのみ設けている。したがって、光検出位置を複数設ける空間分解分光法（ＳＲＳ法）を採用する装置と比較して、光検出部２２と生体Ａの表面との接触状態が測定誤差に現れることを抑制でき、また、光検出位置Ｐ２における光検出部２２の検出特性のバラツキの影響を回避できるので、より精度の高い測定を行うことができる。したがって、本実施形態の酸素飽和度測定装置１Ａおよび酸素飽和度算出方法によれば、酸素飽和度を精度良く算出することができる。
また、本実施形態の酸素飽和度測定装置１Ａによれば、光検出位置を複数設ける装置と比較して、光検出器の数を削減することができ、装置の簡素化および低コスト化に寄与することができる。更に、特許文献１に記載された装置と比較して、入射光強度を測定中に変化させる必要がないので、装置の簡素化および高い再現性を実現することができる。
また、本実施形態のように、補正式（１１）を用いて酸素飽和度を補正することが好ましい。ここで、図７及び図８は、本実施形態の一実施例として、息堪え実験によって右前額部での酸素飽和度を測定した結果を示すグラフである。図７及び図８において、横軸は経過時間（単位：秒）を表しており、縦軸（右）は減光度（任意単位）を表しており、縦軸（左）は酸素飽和度（単位：％）を表している。また、図７及び図８では、以下のグラフＧ１１〜Ｇ１６が示されている。
グラフＧ１１：波長７３５ｎｍでの減光度
グラフＧ１２：波長８１０ｎｍでの減光度
グラフＧ１３：波長８５０ｎｍでの減光度
グラフＧ１４：数式（１１）によって算出された補正後の動静脈混合血酸素飽和度
グラフＧ１５：市販のパルスオキシメータによって計測された経皮的動脈血酸素飽和度
グラフＧ１６：別のＴＲＳ装置による左前額部の動静脈混合血酸素飽和度（ＭＢＬ方式）
グラフＧ１１：波長７３５ｎｍでの減光度
グラフＧ１２：波長８１０ｎｍでの減光度
グラフＧ１３：波長８５０ｎｍでの減光度
グラフＧ１４：数式（１１）によって算出された補正後の動静脈混合血酸素飽和度
グラフＧ１５：市販のパルスオキシメータによって計測された経皮的動脈血酸素飽和度
グラフＧ１６：別のＴＲＳ装置による左前額部の動静脈混合血酸素飽和度（ＭＢＬ方式）
図１６に示されるように、補正後の動静脈混合血酸素飽和度（グラフＧ１４）では、７５％から始まって息堪え開始後（時刻０秒）に一旦８０％まで増加してから７０％まで減少し、呼吸再開後（時刻７５秒）には８５％まで回復するといった、妥当と思われる変化が見られた。また、このような変化は、市販のパルスオキシメータによって計測された酸素飽和度（グラフＧ１５）と波形が良く一致していることが示された。また、図１７に示されるように、補正前の酸素飽和度（グラフＧ１６）と比較して、補正後の酸素飽和度（グラフＧ１４）の方が息堪え及び呼吸再開の様子が良く現れていることがわかった。なお、本実施例では、数式（１１）の値ａを１０とし、値ｂを３．４８とした。また、換算係数はＫ（７３５）＝１．３×１０９、Ｋ（８５０）＝８．０×１０８であった。
本発明による酸素飽和度測定装置および酸素飽和度算出方法は、上述した実施形態に限られるものではなく、他に様々な変形が可能である。例えば、上記実施形態では数式（１１）による補正式を用いており、この数式はｙ＝ａｘ−ｂの一次式となっているが、補正式は一次式以外の他の数式（例えば二次式など）であってもよい。
１Ａ…酸素飽和度測定装置、１０…本体部、１１…駆動部、１２…サンプルホールド回路、１３…変換回路、１４…ＣＰＵ、１５…表示部、１６…ＲＯＭ、１７…ＲＡＭ、１８…データバス、２０…プローブ、２１…光入射部、２２…光検出部、２３…ホルダー、２４…ＮＤフィルタ、２８…ケーブル、Ａ…生体、Ｐ１…光入射位置、Ｐ２…光検出位置。
Claims (6)
- 生体内における酸素飽和度を測定する装置であって、
一つの光入射位置から前記生体内に、互いに波長が異なる第１及び第２の光を入射する光入射部と、
前記生体の内部を伝搬した前記第１及び第２の光の光強度を一つの光検出位置において検出する光検出部と、
前記光検出部での検出結果から求められる前記生体内における前記第１及び第２の光の減光度をModified Beer-Lambert則に適用して前記生体内の酸素飽和度を算出する演算部と
を備え、
前記演算部は、前記生体内における前記第１及び第２の光の光路長が互いにほぼ等しく、且つ、前記第１の光に関するヘモグロビン以外の吸光物質による吸収項と散乱項との和と、前記第２の光に関するヘモグロビン以外の吸光物質による吸収項と散乱項との和との比が、前記第１の光の減光度と前記第２の光の減光度との比にほぼ等しいと仮定して、前記酸素飽和度を算出することを特徴とする、酸素飽和度測定装置。 - 前記演算部は、前記仮定に基づき算出された或る前記生体の酸素飽和度と、予め当該生体の酸素飽和度を測定した結果との比較に基づいて立式された以下の補正式
（但し、ＳＯ２は前記仮定に基づき算出された酸素飽和度、ＳＯ２，ｃｏｒｒは補正後の酸素飽和度、ａ，ｂは実数）を用いて、他の前記生体について算出された酸素飽和度を補正することを特徴とする、請求項１に記載の酸素飽和度測定装置。 - 前記演算部は、以下の演算式
（但し、ＳＯ２は前記仮定に基づき算出された酸素飽和度、λ１は前記第１の光の波長、λ２は前記第２の光の波長、εHbO2（λ）は波長λの光に対するオキシヘモグロビンのモル吸光係数、εHb（λ）は波長λの光に対するデオキシヘモグロビンのモル吸光係数、ＯＤ（λ，ｔ）は時刻ｔにおける波長λの光に対する減光度）を用いて酸素飽和度を算出することを特徴とする、請求項１または２に記載の酸素飽和度測定装置。 - 生体内における酸素飽和度を測定する装置の内部において酸素飽和度を算出する方法であって、
一つの光入射位置から前記生体内に互いに波長が異なる第１及び第２の光を入射し、前記生体の内部を伝搬した前記第１及び第２の光の光強度を一つの光検出位置において検出して求められる前記生体内における前記第１及び第２の光の減光度をModified Beer-Lambert則に適用して前記生体内の酸素飽和度を算出する演算ステップを備え、
前記演算ステップにおいて、前記生体内における前記第１及び第２の光の光路長が互いにほぼ等しく、且つ、前記第１の光に関するヘモグロビン以外の吸光物質による吸収項と散乱項との和と、前記第２の光に関するヘモグロビン以外の吸光物質による吸収項と散乱項との和との比が、前記第１の光の減光度と前記第２の光の減光度との比にほぼ等しいと仮定して、前記酸素飽和度を算出することを特徴とする、酸素飽和度算出方法。 - 前記演算ステップにおいて、前記仮定に基づき算出された或る前記生体の酸素飽和度と、予め当該生体の酸素飽和度を測定した結果との比較に基づいて立式された以下の補正式
（但し、ＳＯ２は前記仮定に基づき算出された酸素飽和度、ＳＯ２，ｃｏｒｒは補正後の酸素飽和度、ａ，ｂは実数）を用いて、他の前記生体について算出された酸素飽和度を補正することを特徴とする、請求項４に記載の酸素飽和度算出方法。 - 前記演算ステップにおいて、以下の演算式
（但し、ＳＯ２は前記仮定に基づき算出された酸素飽和度、λ１は前記第１の光の波長、λ２は前記第２の光の波長、εHbO2（λ）は波長λの光に対するオキシヘモグロビンのモル吸光係数、εHb（λ）は波長λの光に対するデオキシヘモグロビンのモル吸光係数、ＯＤ（λ，ｔ）は時刻ｔにおける波長λの光に対する減光度）を用いて酸素飽和度を算出することを特徴とする、請求項４または５に記載の酸素飽和度算出方法。
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