JP7418872B2 - 酸素飽和度測定デバイス、それに使用するように構成されたプローブ、および酸素飽和度測定方法 - Google Patents

Description

本出願は、２０２０年１月１７日に出願された「Ｏｘｙｇｅｎ Ｓａｔｕｒａｔｉｏｎ ｍｅａｓｕｒｉｎｇ Ｄｅｖｉｃｅ， Ｐｒｏｂｅ Ａｄａｐｔｅｄ Ｔｏ Ｂｅ Ｕｓｅｄ Ｔｈｅｒｅｆｏｒ， Ａｎｄ Ｏｘｙｇｅｎ Ｓａｔｕｒａｔｉｏｎ ｍｅａｓｕｒｉｎｇ Ｍｅｔｈｏｄ」と題する米国非仮特許出願第１６／７４６，２０８号の優先権を主張し、その内容全体は、引用により本明細書に組み込まれる。

本発明は、酸素飽和度測定装置、それに使用するように構成されたプローブ、および酸素飽和度測定方法に関し、より詳細には、発光ユニットから生体に放射され受光ユニットで受けた近赤外線を測定する酸素飽和度測定装置、それに使用するように構成されたプローブ、および酸素飽和度測定方法に関する。

従来、プローブと呼ばれる検出器を取り付けることにより、動脈血酸素飽和度（以下、「ＳｐＯ２」という）およびパルスレートを測定することができる医療機器としてパルスオキシメータが知られている（例えば、特開第２０１９－４８０５０号公報参照）。

酸素は、体内を循環する血液によって人体に供給される。呼吸によって肺から取り込まれた酸素は、血液に含まれるヘモグロビンと結合して全身に運搬される。パルスオキシメータは、心臓から全身に運ばれる動脈血を流れる血液に含まれるヘモグロビンのうち、酸素と結合したヘモグロビンの比率を測定するように構成される。

パルスオキシメータのプローブは、光、すなわち波長の異なる２種類の近赤外光を放射する発光ユニットと、発光ユニットから放射された光を発光ユニットとは反対側において検出する受光ユニットとを含む。発光ユニットから放射された２種類の光は、指先や耳たぶなどを透過し、受光ユニットは、その透過した光を反対側で測定する。

血液中に含まれるヘモグロビンに対する光の吸収量は、酸素との結合状態によって２種類の光で異なるので、指先や耳たぶなどを透過した光または反射した光を受光ユニットで測定し、さらに２種類の光の吸収量の差を解析することにより、ＳｐＯ２を測定することができる。

生体、例えば指先、耳たぶ等に放射された光は、血液以外の組織層、動脈層、静脈層を透過し、各層で光吸収を受けながら光を検出する受光ユニットに到達する。さらに、心臓から送り出され脈動によって全身に運ばれた動脈血は、末梢血管系内の血圧または容積の変化により脈波と呼ばれる波形を描いて血管内を移動する。

脈動する動脈血だけが極めて短時間に脈波によって厚みが変化し、血液以外の組織層と静脈層では厚みが変化しない。厚みの変化に伴って透過光量も変化するため、受光ユニットによって検出される光も変化する。したがって、受光ユニットで検出される光量変動成分は、厚み変化部分、すなわち動脈血の情報である。

脈波から未変化部分を除去し、変化成分を解析することで、動脈血の変化成分を測定することができる。さらに、放射中の２種類の光の変化成分を解析することにより、動脈血のみの酸素飽和度としてのＳｐＯ２を測定することができる。

したがって、パルスオキシメータは、ＳｐＯ２と脈拍を同時に測定することができ、肺の酸素交換機能の評価に利用することができる。一方、動脈拍動が検出できない部位ではＳｐＯ２を測定することができない。

ところで、心臓手術の場合、常に脳細胞内、具体的には大脳皮質の酸素状態をリアルタイムに測定して脳の状態を確認する必要がある。しかし、上述した既存のパルスオキシメータは、大脳皮質の酸素状態を測定することができない。

パルスオキシメータのプローブを指先や耳たぶに取り付けてＳｐＯ２を測定するとき、発光ユニットと受光ユニットとの距離が短いため、発光ユニットから発せられた光が指先や耳たぶの組織内を直進して受光ユニットに伝達し、その光の吸収量に基づいてＳｐＯ２が測定できる。

ところで、大脳皮質は大脳表面上に延びる神経細胞の薄い層であり、大脳皮質は頭皮や頭蓋骨、脳脊髄液などで覆われている。したがって、パルスオキシメータにより大脳皮質内の酸素状態を測定しようと思っても、発光ユニットから放射された光は、頭皮、頭蓋骨、脳脊髄液等の障害物の存在により散乱または拡散するので、受光ユニットは正確に受光できず、大脳皮質内の酸素状態を正確に測定することはできない。

そこで、パルスオキシメータのように、プローブを所望の位置、例えば、額にセットして、組織酸素飽和度（以下、「ｒＳＯ２」という）を測定できる組織酸素飽和度測定装置が提供されてきた（例えば、特開２００６－７５３５４号公報参照）。

組織酸素飽和度測定装置に使うために構成されるプローブは、波長の異なる２種類の近赤外光を放射する発光ユニットと、発光ユニットから放射された光を受ける受光ユニットとを含む。プローブは、発光ユニットと受光ユニットとが同一方向に向けられた一つの同一平面上に所定距離で固定された状態で、額などの所望の位置に取り付けられる。プローブを額等の所望の位置にセットし、発光ユニットから放射された２種類の光を受光ユニットが受け、受けた光を解析することにより、ｒＳＯ２を測定することができる。

組織酸素飽和度測定装置では、受光ユニットが受けた全ての光について演算手段により組織酸素飽和度を計算するので、測定される酸素飽和度は、対象組織の末梢血管に含まれる血液全体の酸素飽和度となり、組織酸素飽和度測定装置で測定した酸素飽和度は概ね動脈成分を２５％、静脈成分を７５％含む測定値を示すことになる。

組織酸素飽和度測定装置で測定されるｒＳＯ２は、毛細血管を通して組織に酸素を伝達した後の静脈血の情報を多く含むため、組織に酸素が十分に供給されているかどうか、さらに酸素代謝が正常に行われているかどうかの評価に利用される。特に、心臓手術時の評価または心停止患者の脳内酸素状態の評価などに重要な指標となる。一方、組織酸素飽和度測定装置では、動脈の情報があまり検出されないため、脈拍またはＳｐＯ２を正確に測定することができない。

上述したパルスオキシメータと組織酸素飽和度測定装置は、同じように酸素飽和度を測定するが、測定対象がそれぞれ異なるため、医療分野では、測定しようとする値に応じて選択的に、または同時に並行して任意選択で利用される。

特開２０１９－４８０５０号公報 特開２００６－７５３５４号公報

しかしながら、パルスオキシメータや組織酸素飽和度測定装置などの機器にも、それぞれ固有の問題があった。まず、パルスオキシメータでは、プローブを長時間使用してＳｐＯ２を測定する際に、低温やけどを起こすという問題がある。

脈波による厚みの変化は極めて短時間で発生するため、パルスオキシメータで脈波を検出するためには、発光ユニットが３０／秒以上のパルスレートで組織に光を放射することが必要である。

発光ユニットから放射される光は近赤外線、すなわち熱線であるため、パルスオキシメータでＳｐＯ２を同一部位で連続測定すると、近赤外線による熱の蓄積により低温やけどを引き起こす。したがって、パルスオキシメータでは、同一部位への長時間のプローブ設定は禁忌事項または禁止事項として規定されている。

パルスオキシメータによるＳｐＯ２測定において低温やけどを防止するためには、プローブの設定位置を周期的に変更する必要がある。しかし、そのためには設定時間や設定位置の変更のための確実な管理が必要であるため、時間がかかり、人的コストが増加するおそれがある。

一方、組織酸素飽和度測定装置では、対象組織の部位に応じて、発光ユニットからの光放射量を設定するために多くの時間を要するという問題を伴う。具体的には、組織酸素飽和度測定装置に利用されるプローブでは、発光ユニットと受光ユニットとが所定の距離に位置しているため、発光ユニットと受光ユニットとの間の距離を、プローブがセットされる表皮からの深さの１．２５倍から１．５倍としなければならないからである。

対象組織の酸素飽和度は、発光ユニットおよび受光ユニットが任意選択で測定対象組織に対応する距離に位置するプローブによって測定される。発光ユニットから発せられる光量が、測定対象組織の存在する深さに対して過剰であると、過剰な光量により被写体の周辺がぼやけて不鮮明になる、写真におけるハレーションと同様の現象が生じ、ヘモグロビン酸素飽和度の変化が測定できなくなる。

このようなハレーションを起こすことなく、対象組織の酸素飽和度を正確に測定するためには、発光ユニットと受光ユニットとの距離に対して任意選択で光吸収量が存在するため、表皮から測定対象組織の深さ、すなわち発光ユニットと受光ユニットとの距離に対してヘモグロビンの酸素飽和度の変化を測定できるように、発光ユニットからの光放射量を制御することが必要である。

測定対象組織が表皮から深い位置にある場合には、発光ユニットから放射される光の量を多くする必要があり、一方、測定対象組織が表皮から浅い位置にある場合には、発光ユニットから放射される光の量を少なくしないとハレーションを起こし、ヘモグロビンの酸素飽和度の変化を測定することができなくなる。

逆に、測定対象組織が表皮から深い位置にある場合、発光ユニットからの光放射量が少ないと、受光ユニットが正確に受光できず、ヘモグロビンの酸素飽和度の変化を測定することができない。

また、測定対象組織の深さによって発光ユニットと受光ユニットとの距離が異なる場合、光の散乱または拡散により光の損失割合が異なるため、正確な光量制御を行うには相当の時間を要する。

また、医療分野では、患者のＳｐＯ２またはｒＳＯ２を長時間測定しなければならない場合がある。このような場合、上述したＳｐＯ２測定用のパルスオキシメータではｒＳＯ２を正確に測定できず、一方、ｒＳＯ２測定用の組織酸素飽和度測定装置ではＳｐＯ２を正確に測定できないため、ＳｐＯ２測定用のパルスオキシメータとｒＳＯ２測定用の組織酸素飽和度測定装置をそれぞれ別々に用意しなければならず、多くの設置費用がかかる。

本発明は、かかる点に鑑みて成されたものであり、生体の所望の位置で動脈血酸素飽和度（ＳｐＯ２）および組織酸素飽和度（ｒＳＯ２）を安全、容易かつ経済的に長時間連続して測定できる、酸素飽和度測定装置およびそれに使用するように構成されたプローブを提供しようとするものである。

上記課題を解決するために、本発明は、発光ユニットから生体に向けて放射され、受光ユニットで受ける近赤外光を測定することにより、生体の酸素飽和度を測定する酸素飽和度測定装置を提供し、酸素飽和度測定装置は：
組織酸素飽和度の測定対象の深さに対応して設けられ、発光ユニットと受光ユニットとの間の距離情報を記憶する情報記憶デバイスと、
距離情報に応じた光量で発光ユニットに光を放射させるための発光駆動ユニットと、
組織酸素飽和度を測定可能なパルスを出力するパルス出力ユニットと、
パルス出力ユニットからのパルスのレートを所定時間増加させ、動脈血酸素飽和度の測定を可能とするパルス増加ユニットとを備える。

このように、情報記憶デバイスは、組織酸素飽和度の測定対象の深さに対応して設けられた発光ユニットと受光ユニットとの間の距離に関連する情報を記憶し、発光駆動ユニットは、距離情報に対応する光量だけ光を放射するように発光ユニットを駆動させ、パルス出力ユニットは、発光ユニットに組織酸素飽和度を測定できるパルスを放射させ、パルス増加ユニットは、動脈血酸素飽和度を測定できるパルスに、所定時間の間、パルス出力ユニットからのパルス量を増加させる。

さらに、本発明は、発光ユニットから生体に向けて放射される近赤外光を受光ユニットによって測定する酸素飽和度測定装置に使用されるように構成されたプローブを提供し、プローブは；
組織酸素飽和度の測定対象物の深さに対応して設けられ、発光ユニットと受光ユニットとの間の距離に対する情報を記憶するための情報記憶デバイスと、
距離に関する情報に対応する光量を発光ユニットに放射させる発光駆動ユニットと、
距離に関する情報に対応した光量で発光ユニットに光を放射させるためのパルス出力ユニットと、
を含む。

このように、情報記憶デバイスは、組織酸素飽和度の測定対象の深さに対応して設けられた発光ユニットおよび受光ユニットの距離関連情報を記憶し、発光駆動ユニットは、距離関連情報に対応した光量で発光ユニットに光を放射するよう駆動し、パルス出力ユニットは、組織酸素飽和度を測定可能なパルスを発光ユニットに印加する。

さらに、本発明は、発光ユニットから生体に印加される近赤外光を受光ユニットで測定することにより、生体内の酸素飽和度を測定する酸素飽和度測定方法を提供し、方法は；
組織酸素飽和度の測定対象の深さに対応して設けられた発光ユニットと受光ユニットとの距離関連情報を記憶するステップと、
発光駆動ユニットによって、距離関連情報に対応する光量で発光ユニットから光を放射するステップと、
パルス出力ユニットによって、組織酸化飽和度を測定可能なパルスを発光ユニットに印加するステップと、
パルス増加ユニットによって、動脈血酸素飽和度を測定可能なパルスに、所定時間の間、パルス出力ユニットからのパルスの量を増加させるステップとを含む。

このように、情報記憶デバイスは、組織酸素飽和度の測定対象の深さに対応する距離に設けられた発光ユニットおよび受光ユニットの距離関連情報（以下、距離情報とも称することがある）を記憶しており、発光駆動ユニットは、距離関連情報に対応する光量で発光ユニットに光を放射させ、パルス出力ユニットは、組織酸素飽和度を測定可能なパルスを発光ユニットに印加し、パルス増加ユニットは、動脈酸素飽和度を測定可能なパルスに、所定時間の間、パルス出力ユニットからのパルス量を増加させる。

本発明の酸素飽和度測定装置、プローブ、および酸素飽和度測定方法によれば、情報記憶デバイスが、組織酸素飽和度の測定対象の深さに対応して設けられた発光ユニットと受光ユニットとの間の距離情報を記憶しているので、発光駆動ユニットは、距離情報に対応する光量で発光ユニットに光を放射させ、パルス出力ユニットは、発光ユニットに測定対象の組織飽和度を測定可能なパルスを放射させ、パルス増加ユニットは、動脈血酸素飽和度を測定可能なパルスに、所定時間の間、パルス出力ユニットからのパルス量を増加させる。したがって、近赤外光による組織への熱の蓄積が緩和され、１台の装置でＳｐＯ２およびｒＳＯ２の両方を測定できるため、動脈血酸素飽和度（ＳｐＯ２）と組織酸素飽和度（ｒＳＯ２）を生体の所望の位置で安全、容易で経済的に長時間連続測定することが可能となる。

本発明による酸素飽和度測定システムの全体構成を示すブロック図である。 本発明による酸素飽和度測定システムの全体構成を示すブロック図である。 ＲＯＭに記憶される情報の例を示すブロック図である。 樹脂板の吸収係数を測定した結果を示すグラフである。 吸光率（Ｒ／ＩＲ比）と酸素飽和度との相関を示すグラフである。 ヘモグロビンの光吸収係数を示すグラフである。

本発明の好ましい実施形態について、図面を参照して具体的に説明する。図１Ａおよび図１Ｂは、本発明による酸素飽和度測定装置（以下、システムとも称することがある）の全体構成を示すブロック図である。図１Ａおよび１Ｂに示すように、酸素飽和度測定システム１００は、プローブ１１０、装置本体１２０、端末機器１３０、およびディスプレイ１４０を含む。

プローブ１１０は、装置本体１２０によって得られた情報をデジタル化して端末機器１３０に送ることができるように、対象組織の情報を得るために生体にセットされるように構成される。

装置本体１２０は、プローブ１１０に信号を送ることによってプローブ１１０を動作させ、プローブ１１０から得られたデジタル信号を中継して端末機器１３０に送るように構成される。

端末機器１３０は、その結果を記憶するために装置本体１２０を経由して対象組織から得られた情報に基づいて、例えば、プローブ１１０によって測定された対象組織の酸素飽和度を計算する演算処理を行うように構成されている。

ディスプレイ１４０は、端末機器１３０によって計算された酸素飽和度の情報、グラフなどを表示するように構成された、端末機器１３０と接続されたモニタである。さらに、ディスプレイ１４０は、プローブ１１０または装置本体１２０を動作させるための指示を選択するメニュー画面等も表示することができる。

さらに、酸素飽和度測定システム１００は、端末機器１３０およびディスプレイ１４０を用いた操作により、対象組織の酸素飽和度の測定、測定データの処理、システムの起動終了等の制御、およびプローブ１１０、装置本体１２０などへの電力供給を行うことができる。

プローブ１１０は、生体の一部にセットされ、情報を得ることを目的とした対象組織の酸素飽和度を測定するように構成された検出器であり、発光ユニット１１１、受光ユニット１１２、発光駆動ユニット１１３、受光増幅器１１４、アナログ－デジタル変換器１１５（以下、Ａ／Ｄ変換器１１５ともいう）、ＭＰＵ（マイクロ処理ユニット）１１６、ＲＯＭ（リードオンリーメモリ）１１７（以下、情報記憶ユニットともいう）、およびＵＡＲＴ（ユニバーサル非同期送受信機）１１８を備える。

発光ユニット１１１は、複数種類の近赤外光としての光を生体に印加することにより、目的とする対象組織の情報を得るように構成されており、発光の光源として、例えば、３波長の近赤外発光ダイオードを含む。

発光ユニット１１１の３つの波長の近赤外発光ダイオードは、例えば、波長７７０ｎｍ、８０５ｎｍ、８７０ｎｍの近赤外発光ダイオードである。このような近赤外発光ダイオードは、発光駆動ユニット１１３にそれぞれ接続されている。

受光ユニット１１２は、発光ユニット１１１から放射された光を検出するように構成され、受光増幅器１１４にそれぞれ接続される。受光ユニット１１２は、例えば、フォトダイオードであり、発光ユニット１１１から放射される光の波長に関係なく、その感度領域の光を信号として出力することができる。

発光ユニット１１１と受光ユニット１１２とは、所定の距離をおいて設けられ、発光ユニット１１１と受光ユニット１１２との距離に応じた距離の７０％から８０％以内の深さに位置する対象組織におけるヘモグロビンの変化を測定することができる。

発光ユニット１１１と受光ユニット１１２との間の距離が任意選択である複数のプローブ１１０がそれぞれ提供され、測定しようとする対象組織の位置に応じて、その中から所望のプローブ１１０を選択して利用することが可能である。さらに、発光ユニット１１１は、発光ユニット１１１と受光ユニット１１２との間の距離に対して適切な光量を放射することが必要である。なお、制御方法については、後述する。

発光駆動ユニット１１３は、発光ユニット１１１から光を放射させるように構成されており、例えば、近赤外発光ダイオードを定電流で光を放射させるための電流を制御するトランジスタを含み、発光ユニット１１１およびＭＰＵ１１６と接続される。

発光ユニット１１１は、発光駆動ユニット１１３から供給される電流を大きくすることによって、より大きな量の強い光を放射させることができ、生体の深部にある対象組織まで光を送ることができる。

受光増幅器１１４は、受光ユニット１１２で検出された受信光信号を必要な信号レベルまで増幅するように構成されており、受光ユニット１１２およびＡ／Ｄ変換器１１５と接続される。

Ａ／Ｄ変換器１１５は、アナログ信号をデジタル信号に変換するように構成されており、受光増幅器１１４およびＭＰＵ１１６と接続される。受光増幅器１１４は、受光ユニット１１２によって検出された受信光アナログ信号を増幅し、Ａ／Ｄ変換器は、増幅された受信光アナログ信号をデジタル信号に変換する。

従来技術では、発光ユニット１１１から放射された光は、受光ユニット１１２で受け、受光増幅器１１４で増幅され、受光増幅器１１４は、受光増幅器１１４で増幅された低電圧のアナログ信号を、通信ケーブルを介して例えば数メートル先に配置した端末機器等に転送していた。

ところで、低電圧のアナログ信号は、外部ノイズの影響を受けやすいため、測定値が不安定になる。そこで、本発明では、発光ユニット１１１から放射された光は受光ユニット１１２で受け、受光増幅器１１４で増幅されたアナログ信号は必要な信号レベルまで増幅され、その直後にＡ／Ｄ変換器１１５はアナログ信号をデジタル信号へ変換する。

したがって、外部ノイズの影響を受けやすいアナログ信号を通信ケーブルで伝送することなく、Ａ／Ｄコンバータ１１５で変換された安定した信号をデジタル信号として伝送することができる。

ＭＰＵ１１６は、接続された各機器を制御するためのマイクロプロセッサであり、発光駆動ユニット１１３、Ａ／Ｄ変換器１１５、およびＲＯＭ１１７と接続される。例えば、発光駆動ユニット１１３は、ＭＰＵ１１６からのクロックパルスに同期して発光ユニット１１１にパルス状の光を放射させる。

ＲＯＭ１１７は、情報を記憶するための情報記憶デバイスである。例えば、ＲＯＭ１１７は、受光増幅器１１４から出力されるアナログ信号の信号レベルを互いに等しくするために受光増幅器１１４の出力を較正するための係数である、受光増幅器１１４の出力のための較正データを記憶している。

発光ユニット１１１は、複数の異なる波長の近赤外発光ダイオードを含んでもよい。近赤外発光ダイオードのそれぞれに光を放射させるために必要な電流は異なる。また、同一の電流で近赤外線発光ダイオードが光を放射するよう駆動しても、近赤外線発光ダイオードの個体差により光出力が異なる。したがって、受光ユニット１１２が受ける各波長の光信号も異なり、受光増幅器１１４から出力されるアナログ信号の信号レベルも異なる。

そこで、受光増幅器１１４から出力される信号レベルが同一となるように、近赤外発光ダイオードの各々が定電流で光を放射したときの受光増幅器１１４から出力される信号レベルを較正するための係数を予めＲＯＭ１１７に記憶しておくことにより、その後信号レベルからヘモグロビン吸光度を求める際に、近赤外発光ダイオードから各波長で放射した光に基づいて、ヘモグロビンの吸収係数から求められる吸光度を同一とすることができる。

このように、万一、プローブ１１０に用いられる発光ユニット１１１と受光ユニット１１２の感度にアンバランスまたはバラツキが生じたとしても、そのような発光ユニット１１１と受光ユニット１１２の感度のアンバランスまたはバラツキが較正されるので、ヘモグロビンの変化を正確に計測でき、対象組織の酸素飽和度を正確に計測できる。

プローブ１１０に用いられる発光ユニット１１１および受光ユニット１１２には、近赤外発光ダイオードまたはフォトダイオードなどの量産型デバイスが用いられる。しかし、このようなデバイスの特性、例えば発光出力と受光感度は全く同一ではなく、アンバランスまたはバラツキが生じることがある。

そこで、後述する生体と同一の吸収特性を得ることができるファントムを用いて予め測定した透過光に対する基準値として、ファントムベースの較正データをＲＯＭ１１７に予め記憶しておくことにより、プローブ１１０に用いられる発光ユニット１１１と受光ユニット１１２の感度にアンバランスまたはバラツキが生じたとしても、発光ユニット１１１と受光ユニット１１２の感度のアンバランスまたはバラツキを較正し、ヘモグロビンの変化を正確に測定し、対象組織の酸素飽和度を測定することができる。

具体的には、ファントム上で酸素飽和度が５０％となる発光ユニット１１１において異なる光の波長の比率の電圧データがＲＯＭ１１７に記憶される。さらに、受光増幅器１１４の増幅率のデータも記憶することができる。

さらに、ＲＯＭ１１７には、発光ユニット１１１と受光ユニット１１２との間の距離情報と、発光ユニット１１１と受光ユニット１１２との間の距離に対して適切な光量を印加するための電圧情報とを記憶させることもできる。発光ユニット１１１は、電圧情報に基づいて、生体へ光を放射することができる。

ＵＡＲＴ（ユニバーサル非同期送受信機）１１８は、装置本体１２０に送信するためにプローブ１１０で得られた信号、およびプローブ１１０を動作させるための信号を送受信するように構成されており、通信ケーブルによって装置本体１２０と着脱可能かつ交換可能に接続される。

以上のように、プローブ１１０では、情報を得ようとする対象組織が存在する深さに応じて発光ユニット１１１と受光ユニット１１２の距離が異なり、測定しようとする対象組織の位置に応じて任意選択のプローブ１１０を選択して使用することができる。測定時には、選択されたプローブ１１０が装置本体１２０にセットされて測定が行われる。

このように、生体に接触して使用するプローブ１１０を交換可能にしたので、生体に接触させるプローブ１１０のみを使い捨てにすることができ、健康および安全性を向上させることができる。

装置本体１２０は、測定対象組織の深さに応じて選択されたプローブ１１０が取り付けられ、プローブ１１０に信号を送ることによりプローブ１１０を動作させ、プローブ１１０から得られたデジタル信号を中継して送信するように構成されており、ＵＡＲＴ、ＭＰＵ１２２、フォトカプラ１２３、ＵＳＢ（ユニバーサルシリアルバス）からＵＡＲＴ１２４、ＵＳＢインターフェース１２５、およびＤＣ／ＤＣコンバータ（直流変換器）を含む。

ＵＡＲＴ１２１は、プローブ１１０から装置本体１２０に得られる信号、およびプローブ１１０を動作させるための信号を送受信するよう構成されており、プローブ１１０に対して通信ケーブルを介して着脱可能かつ交換可能に接続されている。

ＭＰＵ１２２は、接続された各機器を制御するように構成されたマイクロプロセッサであり、ＵＡＲＴ１２１およびフォトカプラ１２３と接続されている。フォトカプラ１２３は、電気信号をそこで一旦光信号に変換し、再び電気信号に戻して電気絶縁下で信号を送信するように構成されており、ＭＰＵ１２２およびＵＳＢからＵＡＲＴ１２４と接続されている。このように、生体に接触するプローブ１１０と端末機器１３０は、医療機器として使用される条件を満たすように絶縁されている。

ＵＳＢからＵＡＲＴ１２４は、フォトカプラ１２３から送られた信号をＵＳＢインターフェース１２５に適応する形に変換するための変換モジュールであり、フォトカプラ１２３およびＵＳＢインターフェース１２５に接続されている。

ＵＳＢインターフェース１２５は、ＵＳＢケーブル等の通信ケーブルを介して装置本体１２０を端末機器１３０に接続するためのコネクタである。したがって、装置本体１２０は、ＵＳＢケーブルを介して、端末機器１３０と接続される。

ＤＣ／ＤＣコンバータ１２６は、ＵＳＢケーブルを介して接続された端末機器１３０からプローブ１１０へ電力を供給するための電源を提供するように構成されており、ＵＳＢインターフェース１２５およびＵＡＲＴ１２１と接続される。

端末機器１３０は、装置本体１２０を介して得られた対象組織の情報から、プローブ１１０によって測定された対象組織の酸素飽和度等を計算する演算動作を行い、その結果を記憶するように構成されている。端末機器１３０は、ＵＳＢインターフェース１３１と制御ユニット１３２とを含む。

ＵＳＢインターフェース１３１は、ＵＳＢケーブル等の通信ケーブルを介して端末機器１３０を装置本体１２０に接続するように構成されたコネクタであり、装置本体１２０および制御ユニット１３２と接続されている。このように、端末機器１３０は、ＵＳＢケーブルを介して装置本体１２０と接続される。

制御ユニット１３２は、装置本体１２０を介して接続されたプローブ１１０の動作を制御するように構成されており、ＵＳＢインターフェース１３１およびディスプレイ１４０と接続されている。

さらに、制御ユニット１３２は、装置本体１２０を介してプローブ１１０によって測定された情報を受け、計算し、そして、計算された情報を、接続されたディスプレイ１４０に出力することができる。具体的には、制御ユニット１３２は、計算ユニット１３３、パルス増加ユニット１３４、周期演算実行ユニット１３５、環境光除外ユニット１３６、および情報記憶ユニット１３７を含む。

計算ユニット１３３は、主にランバート・ベールの法則に基づいて酸素飽和度を計算するように構成されている。計算ユニット１３３はまた、プローブ１１０のＲＯＭ１１７に記憶された較正データに基づいて情報を較正するように構成されている。

さらに、計算ユニット１３３は、ｒＳＯ２またはＳｐＯ２を測定するために得られた情報に基づいて、ヘモグロビン量（ＨｂＩ）、対象組織における酸素代謝量等の相対値を計算することも可能である。対象組織における酸素代謝量の具体的な計算方法としては、以下の数式１により計算することができる。

［数式１］
酸素代謝量（ＣＭＲＯ２）＝ＨｂＩ×（ＳｐＯ２－ｒＳＯ２）

パルス増加ユニット１３４は、図示されていない入力手段によって入力された指示情報に基づいて、装置本体１２０を介して接続されたプローブ１１０の発光ユニット１１１に対するパルスレートを増加させるように構成されている。

酸素飽和度測定装置１００において、発光ユニット１１１は、対象組織における酸素飽和度の測定時にｒＳＯ２を測定可能なパルスで通常生体に光を放射する（以下、ｒＳＯ２モードと称する）。具体的には、ｒＳＯ２モードでは、発光ユニット１１１は、１秒間に１０以下のパルスレートで光を生体に放射する。したがって、低いパルスレートの光が生体に放射されるため、熱の蓄積が起こらず、低温やけどの心配なくｒＳＯ２を測定することができる。

さらに、受光ユニット１１２は、発光ユニット１１１から放射された光の強度を、その変化が受光ユニット１１２で検出できるような強度に合わせることで、一応の情報を得ることができるので、発光ユニット１１１からの発光時間を約０．１ｍｍ秒と短くすることができ、得られた情報をサンプルホールドして、次のパルスまで前回データを保持することにより、データ処理を容易とすることができる。

パルス増加ユニット１３４では、上述したｒＳＯ２モードにおけるパルスレートを一時的に増加させ、発光ユニット１１１は、パルスオキシメータと同様にＳｐＯ２を測定可能なパルスで生体に対して光を放射する（以下ＳｐＯ２モードと称する）。具体的には、ＳｐＯ２モードでは、発光ユニット１１１は、１秒間に３０以上のパルスレートで生体に光を放射する。

ＳｐＯ２モードにおける放射時間を最大で１分程度に制限することで、近赤外光による熱の蓄積を防止することができる。熱の蓄積が少なくなるため、低温やけどの心配なくＳｐＯ２を測定することができる。このように、酸素飽和度測定システム１００は、ＳｐＯ２とｒＳＯ２とを切り替えて測定しながら、生体に取り付けた１つのプローブ１１０のみによる測定を行うことができる。

周期動作実行ユニット１３５は、パルス増加ユニット１３４によって周期的にパルスレートを増加させるように構成されている。例えば、周期動作実行ユニット１３５は、所定の間隔、例えば、１０分毎にパルス増加ユニット１３４を動作させる。したがって、発光ユニット１１１を周期的にＳｐＯ２モードにおけるサンプリングパルス用途にすることができるので、ＳｐＯ２を測定することが可能となる。なお、周期動作実行ユニット１３５によるサンプリング動作の実行間隔は、近赤外光による組織への熱蓄積の心配があるため、少なくとも５分程度に制限することが好ましい。

また、図示しないが、制御ユニット１３２において、ｒＳＯ２モードにおけるｒＳＯ２の状態を監視するｒＳＯ２監視ユニットも設け、ｒＳＯ２が低下した場合に、ｒＳＯ２監視ユニットがパルス増加ユニット１３４をＳｐＯ２モードへ切り替えてもよい。

このように、ｒＳＯ２が低下すると自動的にＳｐＯ２モードに動作モードが切り替わり、脈波が測定されないと心停止が推定されるので、例えば光またはスピーカーなどの警告デバイスからアラーム（例えば、可聴アラームまたは視覚アラーム）を発生させることも可能である。別の実施形態では、アラームは、ユーザに提供されるメッセージまたは通知の形態とすることができる。

環境光除外ユニット１３６は、強烈な環境光を除外するように構成されている。従来、近赤外光などの光による測定では、強い環境光が侵入して受光ユニット１１２が正確に光を検出できないため、主に病院内の手術室、ＩＣＵ、病室などで測定が行われ、屋外での測定は特に行われなかった。

さらに、測定は室内で行われることが多いが、実際の測定は完全に暗い状況で行われない。光を受けるプローブ１１０の受光ユニット１１２は、光が波長に関係なく感度領域である限り、光を信号として出力する。すなわち、発光ユニット１１１から印加される必要な信号のみを得ようとする場合には、生体を介して周囲の光も受光ユニット１１２に検出される。

そして、環境光除外ユニット１３６は、まず、発光ユニット１１１から発せられたパルスのうち、発光ユニットが光を放射しない無光状態時に受光ユニット１１２が取得した情報を利用する。具体的には、ｒＳＯ２モードにおいて、発光ユニット１１１は、４種類の光状態、すなわち無光状態または７７０ｎｍ、８０５ｎｍ、８７０ｎｍの光放射状態を与え、受光ユニット１１２は、かかる４種類の光を受けて１から５秒の移動平均で情報記憶ユニット１３７に信号を記憶し、これを計算ユニット１３３における計算に利用する。

発光ユニット１１１が光を放射していない無光状態において、受光ユニット１１２が受ける光は、測定状況に依存する。屋外等の明るい場所で測定を行う場合には、明るい環境光が生体を介して受光ユニット１１２に受けられる。また、暗室の室内で測定を行う場合には、暗室内のわずかな光が生体を介して受光ユニット１１２に受けられる。これらは環境光信号と呼ばれる。

受光ユニット１１２には既に環境光に起因する信号が入射しているので、発光ユニット１１１が光を放射すると、受光ユニット１１２は発光ユニット１１１からの光の放射により増加した環境光を検出する。

すなわち、受光ユニット１１２が測定すべき必要な光は、受光ユニット１１２が検出した光と環境光との差であり、受光ユニット１１２が測定すべき必要な光信号は、受光ユニット１１２における受光信号から環境光信号を引いたものとして得ることができる。

環境光除外ユニット１３６では、このような処理により、環境光を除いた光信号を得ることができる。さらに、測定時にプローブ１１０が対象組織の表皮にセットされ、受光ユニット１１２は環境光から遮蔽される。そして、外部信号を監視するための環境光監視ユニットを設け、環境光監視ユニットが監視した外部信号が通常の環境光のレベルよりも高い場合には、プローブ１１０、特に受光ユニット１１２が表皮から脱落したと判断し、例えば光またはスピーカーなどの警告デバイスによりアラーム（例えば、可聴アラームまたは視覚アラーム）を発生することも可能である。別の実施形態では、アラームは、ユーザに提供されるメッセージまたは通知の形態とすることができる。

情報記憶ユニット１３７は、計算ユニット１３３による計算結果を記憶することもでき、環境光除外ユニット１３６によって利用される環境光信号を記憶することもでき、様々な情報を記憶するように構成されている。

装置本体１２０と端末機器１３０がＵＳＢインターフェース１２５およびＵＳＢインターフェース１３１を介してＵＳＢケーブルで接続されていることを説明したが、ＵＳＢインターフェース１２５およびＵＳＢインターフェース１３１は、通信ケーブルなどの有線ケーブルを介さず通信可能な無線通信デバイス、例えばトランシーバ、送信機、受信機、アンテナなどによっても接続されていてもよい。

このように、有線通信ケーブルを介する各機器間の接続部分を少なくすることができるので、患者の移動時や治療動作時に手や足が絡まることによるモニタ等の事故を低減することが可能である。

さらに、図１Ａおよび図１Ｂでは、発光ユニット１１１および受光ユニット１１２がプローブ１１０に対して左右一対に設けられたダブルタイプの構成を示したが、それらの数および位置は任意選択で変更可能である。

例えば、プローブ１１０の中心に対して一方の側に発光ユニット１１１を設け、他方の側に受光ユニット１１２を設けたシングルタイプ構成を用いてもよい。シングルタイプ構成の場合、シングルタイプのプローブ１１０は、生体の他の所望の異なる位置に取り付けられる。

プローブ１１０では、通常、複数の発光ユニット１１１と受光ユニット１１２のセットを含むチャンネルがそれぞれ同時に使用されるため（一般に、額部では左右２チャンネル）、複数の発光ユニット１１１と受光ユニット１１２が同時に動作すると、信号同士が干渉して信号の導出源を区別することが不可能になる。

そこで、基準としてＭＰＵ１１６からのクロックパルスに基づいて、プローブ１１０の発光ユニット１１１と受光ユニット１１２とが干渉することなく独立して動作するように制御することが好ましい。したがって、アナログ信号を用いて接続する場合と比較して、プローブ１１０に接続する通信ケーブルの本数を減少させることができる。

続いて、酸素飽和度測定システム１００を用いた酸素飽和度の測定方法について説明する。まず、測定対象組織の深さに対応するプローブ１１０を選択して装置本体１２０に接続し、プローブ１１０を測定対象組織の表皮にセットする。

次に、端末機器１３０およびディスプレイ１４０を用いてメニュー画面から測定するチャンネル数および測定条件を指定し、測定開始ボタンをＯＮにする。装置本体１２０は、接続されたプローブ１１０内のＲＯＭ１１７から情報を読み出す。

制御パルスは、ＲＯＭ１１７から取得した情報に基づいて装置本体１２０からプローブ１１０に出力され、発光ユニット１１１は、プローブ１１０内の制御パルスに応じた量の光を放射して生体に光を印加する。

生体に印加された光は、生体内の毛細血管床を通過する際に、オキシヘモグロビンとデオキシヘモグロビンに吸収され、波長毎に異なる吸収を示す信号として受光ユニット１１２でアナログ電気信号に変換される。

変換されたアナログ信号は、Ａ／Ｄ変換器１１５でデジタル信号に変換され、プローブ１１０から出力され、装置本体１２０を介して端末機器１３０に送られる。

端末機器１３０では、対象組織の酸素飽和度が制御ユニット１３２により計算され、処理された計算結果はディスプレイ１４０に表示されると同時に、端末機器１３０に記憶される。さらに、トレンドグラフのようなグラフィック情報もディスプレイ１４０に表示することができる。通常、ｒＳＯ２はｒＳＯ２モードで測定され、ＳｐＯ２は任意選択にまたは周期的に測定される。

図２は、ＲＯＭ（リードオンリーメモリ；情報記憶デバイスとも呼ばれることがある）に記憶される情報の例を示すブロック図である。図２に示すように、ＲＯＭ１１７は、発光ユニット１１１と受光ユニット１１２との間の距離情報１１７Ａ、ファントム上の酸素飽和度が５０％の場合の発光ユニット１１１の異なる光の波長の比率の電圧情報１１７Ｂ、発光ユニット１１１の駆動電圧および受光増幅器１１４の増幅率の情報１１７Ｃ、および、発光ユニット１１１および受光ユニット１１２の較正情報１１７Ｄを記憶している。また、発光ユニット１１１と受光ユニット１１２との間の距離情報１１７Ａとして、測定対象組織の深さに応じて設定された発光ユニット１１１と受光ユニット１１２との間の距離情報が記憶されている。

プローブ１１０を較正するためのファントム上の酸素飽和度が５０％の発光ユニット１１１における異なる光の波長の比率の電圧情報１１７Ｂとして、ファントム上の酸素飽和度が５０％の発光ユニット１１１における異なる光の波長の比率の電圧情報が基準として記憶される。

（ファントムによる較正）
発光ユニット１１１および受光ユニット１１２に用いられるデバイスは、例えば量産されているため、それらの光放射出力および受光感度などの特性は互いに全く同一ではなく、個別にアンバランスまたは散乱を与えている。このようなデバイスをプローブ１１０に使用するためには、特性の較正が必要である。そうでないと、正確な測定値が得られない。そこで、本発明による酸素飽和度測定システムでは、ファントムを利用して較正が行われる。

図３は、樹脂板の吸収係数を測定した結果を示すグラフである。本発明では、ファントムを利用して較正を適用するが、上記のように使用する２種類の波長に対して等しい吸光度を有する樹脂材料は存在しない。したがって、図３の結果に示すような２種類の光の波長間で実質的に等しい吸収係数を有する材料が選択され、較正の際の基準として利用される。

選択された樹脂板の一例として、外観がグレーで厚さが０．５ｍｍの塩化ビニル板が用いられた。図３は、吸光光度計を用いてグレー樹脂板の吸光度を測定した結果を示すグラフである。

グレー塩化ビニル樹脂板の吸光係数εは、以下の表１に示すとおりである。

ヘモグロビンと酸素が結合したオキシヘモグロビンの量と、オキシヘモグロビンから酸素が離脱したデオキシヘモグロビンの量が等しい場合、酸素飽和度は５０％となる。ファントム上の２種類の光の波長の光吸収量の比（Ｒ／ＩＲ比）が１．０のとき、酸素飽和度を５０％に較正する方法は、以下のように行われる。

それぞれの波長における光吸収係数εについては、以下の表２に示す値が使用される。

吸光度をＫとすると、光吸収係数εは、ε＝０．４３４Ｋと表され、次の表３のように示される。

ランバートビールの法則により、Ｋ＝εＣｄとなり、波長λにおける吸光度Ｋは、以下の数式２で表される。

［数式２］
Ｋλ＝（ｒＳＯ２×ＫＨｂＯ２＋（１－ｒＳＯ２）×ＫＨｂ）ｃｄ

本発明の酸素飽和度測定システム１００で使用される波長（７７０ｎｍ、８０５ｎｍ、８７０ｎｍ）ごとの吸光度Ｋは、数式３Ａ－３Ｃを開始とする以下に示す式で得られる。

［数式３Ａ－３Ｃ］
Ｒ＝Ｋ７７０＝（ｒＳＯ２×０．３６８＋（１－ｒＳＯ２）×０．８０６）ｃｄ（３Ａ）
ＩＲ＝Ｋ８７０＝（ｒＳＯ２×０．５７６＋（１－ｒＳＯ２）×０．４１４）ｃｄ（３Ｂ）
Ｒ／ＩＲ＝（０．８０６－０．４３８×ｒＳＯ２）／（０．４１４＋０．１６２×ｒＳＯ２）（３Ｃ）

Ｒ／ＩＲ＝Ａとすると、Ａは以下の数式４Ａ－４Ｂで表される。

［数式４Ａ－４Ｂ］
Ａ＝（０．８０６－０．４３８・ｒＳＯ２）／（０．４１４＋０．１６２・ｒＳＯ２）（４Ａ）
Ａ（０．４１４＋０．１６２・ｒＳＯ２）＝（０．８０６－０．４３８・ｒＳＯ２）（４Ｂ）

これよりｒＳＯ２を求めると、次の数式５で表される。

［数式５］
ｒＳＯ２＝（０．８０６－０．４１４Ａ）／（０．４３８＋０．１６２Ａ）

ｒＳＯ２が０％から１００％まで変化する場合、Ａ＝Ｒ／ＩＲの理論値は、以下の数式６Ａ－６Ｂで表される。

［数式６Ａ－６Ｂ］
・０％ ｒＳＯ２
（０．８０６－０．４１４×１．１８６Ａ）＝０
Ａ＝１．６４（６Ａ）
・１００％ ｒＳＯ２
（０．４３８＋０．１６２×１．１８６Ａ）
＝（０．８０６－０．４１４×１．１８６Ａ）
Ａ＝０．５３９（６Ｂ）

吸光度ＫをｒＳＯ２＝５０％、即ちｒＳＯ２＝０．５における波長で計算すると、Ｋは以下の数式７Ａ－７Ｃで表される。

［数式７Ａ－７Ｃ］
Ｋλ＝（ｒＳＯ２×ＫＨｂＯ２＋（１－ｒＳＯ２）×ＫＨｂ）ｃｄ（７Ａ）
Ｋ７７０＝（０．５×０．３６８＋０．５×０．８０６）ｃｄ＝０．５８７ｃｄ（７Ｂ）
Ｋ８７０＝（０．５×０．５７６＋０．５×０．４１４）ｃｄ＝０．４９５ｃｄ（７Ｃ）

次に、Ｒ／ＩＲ＝Ａ＝１．１８６。理論値において、ｒＳＯ２＝５０％の時の２波長での吸光度は前述の通りである。Ｒ＝Ｋ７７０における吸光度は０．５８７ｃｄ、ＩＲ＝Ｋ８７０における吸光度は０．４９５ｃｄであり、Ｒの吸光度はより大きい。

次に、波長７７０における測定電圧は、吸光度比１．１８６を乗じて補正される。すると、Ｋ７７０での吸光度は０．４９５ｃｄ、Ｋ８７０での吸光度は０．４９５ｃｄとなり、Ｒ／ＩＲ比は１：１となる。この補正により、本発明の酸素飽和度測定システム１００による測定値は、Ｒ／ＩＲ＝１においてｒＳＯ２＝５０％となり、理論値と一致する。

Ｒ／ＩＲ＝Ａは１．１７５／０．９６８＝１．２１４であるから、樹脂板の理論酸素飽和度は、オキシヘモグロビンとデオキシヘモグロビンの吸光比と比較すると１．１８６：１．２１４で、実質９７．７％と等しく、樹脂板を基準に５０％としてファントム値に基づいて較正により１．１８６を補正した値は９７．７％の精度となった。

０％、１００％についても補正を行う場合、各吸光比Ａ＝Ｒ／ＩＲは後述の通りであり、ｒＳＯ２（理論値）の計算式は以下の数式８で表される。

［数式８］
ｒＳＯ２＝（０．８０６－０．４１４Ａ）／（０．４３８＋０．１６２Ａ）

補正のためＡに１．１８６を乗じ、ｒＳＯ２が０％から１００％に変化する場合、Ａ＝Ｒ／ＩＲの理論値は、次の数式９Ａ－９Ｂで表される。

［数式９Ａ－９Ｂ］
・０％ ｒＳＯ２
（０．８０６－０．４１４×１．１８６Ａ）＝０ Ａ＝１．６４（９Ａ）
・１００％ ｒＳＯ２
（０．４３８＋０．１６２×１．１８６Ａ）
＝（０．８０６－０．４１４×１．１８６Ａ）
Ａ＝０．５３９（９Ｂ）

上記のように補正された理論値に基づく較正曲線の計算式は、以下の数式１０Ａ－１０Ｂで表される。

［数式１０Ａ－１０Ｂ］
Ａ＜１ ｒＳＯ２＝１００×（１．５３９－Ａ）／１．０８ １００－５０％（１０Ａ）
Ａ＞１ ｒＳＯ２＝１００×（１．６４－Ａ）／１．２８ ５０－０％（１０Ｂ）

使用する光の波長が異なる場合、それぞれの波長におけるオキシヘモグロビン、デオキシヘモグロビンに対する吸収係数εは知られているため、その値がε＝０．４３４Ｋに適用されて再度計算される。

以上のように、生体と同一の吸光散乱特性を有するファントムは、異なる波長にも適用できるため、８０５ｎｍで使用するとき、ファントムによる吸光度をヘモグロビン量の測定基準として使用することが可能である。

酸素飽和度の基準を提供するファントムとして、吸収係数（μａ＝０．１５／ｃｍ）および散乱係数（（μｓ＝１０．６／ｃｍ）が生体または成人の頭蓋骨と実質的に等しい樹脂板を用いて、それらを複数枚重ねることにより、波長依存性の少ない構造、例えば環境光に対して密閉した構造が形成される。

このように、発光ユニット１１１から放射される近赤外光の波長７７０ｎｍ－８７０ｎｍにおいては、散乱係数および拡散係数は共に一定とみなすことができる。このような樹脂を３０ｍｍ程度の厚さに重ね、オキシヘモグロビンとデオキシヘモグロビンの両方がそれぞれ等量存在する状態を模擬した樹脂板として組み合わせることにより、成人の頭蓋骨と実質的に同一の拡散および散乱状態を再現でき、酸素飽和度およびヘモグロビン指数の測定基準として使用することが可能である。

「２種類の光波長に対して吸収が等しい」ということは、「酸素飽和度が５０％に相当する」ということなので、ファントム上での較正に必要なＲとＩＲの測定値をＲＯＭ１１７に記憶させ、酸素飽和度５０％のときの基準として使用することにより、プローブ１１０を較正することが可能である。

（プローブ１１０の較正データの用意方法）
これまでに製作したプローブ１１０の精度を確保するための較正検証には、血浴中の基準ファントムを用意する方法があるが、これには大規模な機器およびシステムが必要である。

そこで、本発明は、実際に使用するプローブ１１０を使用して得られた各波長における血液の吸収量のデータＲ、ＩＲに基づいて、任意選択で血液酸素飽和度を調整し、プローブ１１０を較正する方法と、プローブ１１０に使用するデバイスに生じるアンバランス、バラツキ、誤差を補正する方法を提供する。

まず、血液の酸素飽和度を測定できる血液ガスアナライザ、測定に供する血液試料を注入するためのキュベット（血液層の厚さは１ｍｍ－２ｍｍ）、試料血液の酸素飽和度を低下させるための還元剤（亜硫酸水素ナトリウム（ｓｏｄｉｕｍ ｈｙｄｒｏｓｕｌｆｉｔｅ ｓｏｄｉｕｍ ｄｉｔｈｉｏｎｉｔｅ）Ｎａ２Ｓ２Ｏ４）、試料血液を入れるための容器、および血液に空気を混入させるためのシリンジなどが提供される。

キュベットに充填された血液の濃度を、ヒト全血の濃度１５ｇ／ｄＬを実測した際の生体の毛細血管内に存在する組織（大脳皮質）内の最大濃度に近似させるために、血液は生理食塩水で約１／３－１／５に希釈して使用される。

（酸素飽和度の較正値測定法）
豚の新鮮な血液を採取し、厚さ１ｍｍのキュベットに測定対象血液を充填し、環境光を遮断した環境下で酸素飽和度が測定される。手順は以下の通りである。

（ステップＳ１）血液を生理食塩水で３－５倍に希釈し、毛細血管床内の濃度に近づける。
（ステップＳ２）還元剤を２重量％程度添加し、酸素飽和度をできるだけ低下させる。
（ステップＳ３）酸素飽和度を調整した血液をシリンジで吸い上げ、血液ガス測定機器で酸素飽和度を記録する。
（ステップＳ４）キュベットに血液を充填し、プローブ１１０で酸素飽和度を測定し、Ｒ、ＩＲの電圧データを記録する。
（ステップＳ５）血液を攪拌して空気と接触させることにより、酸素飽和度を上昇させる。
（ステップＳ６）血液ガス測定機器により、酸素飽和度の値を測定し、記録する。
（ステップＳ７）キュベットに血液を充填し、プローブ１１０でｒＳＯ２を測定し、Ｒ、ＩＲの電圧測定値を記録する。

ステップＳ３からステップＳ７までの処理が、酸素飽和度の低い値から、できるだけ高い酸素飽和度まで繰り返される。上述したように、生体と同一の吸収特性を得ることができるファントムを用いて予め透過光に関する基準値を測定し、または任意選択の酸素飽和度に調整した血液を用いて予め透過光に関する基準値を測定し、これを基準値としてＲＯＭ１１７に記憶させることができる。

発光ユニット１１１における駆動電圧と受光増幅器１１４における増幅率の情報１１７Ｃについては、適切な光量を印加するための電圧情報、および、受光ユニット１１２で受けた信号を発光ユニット１１１と受光ユニット１１２との間の距離に対して必要な信号レベルに増幅するための増幅情報が記憶される。

（発光ユニット１１１と受光ユニット１１２との間の距離に対する光量の計算方法）
ヘモグロビンと酸素が結合したオキシヘモグロビンの量と、ヘモグロビンから酸素が離脱したデオキシヘモグロビンの量が等しいとき、酸素飽和度は５０％である。

酸素飽和度の計算式は、一般に以下の数式１１で表される。

［数式１１］
酸素飽和度＝（オキシヘモグロビン量）／（オキシヘモグロビン量＋デオキシヘモグロビン量）

ヘモグロビンに対する光の吸収率は、発光ユニット１１１から放射される光の波長によって異なり、波長８０５ｎｍの光は、オキシヘモグロビンとデオキシヘモグロビンとで等しい吸収係数を示す。

濃度をＣ、吸収係数をランバートビールの法則による媒体のεとすると、吸収光量としての吸光度Ｋは、以下の数式１２Ａ－１２Ｂで表される。

［数式１２Ａ－１２Ｂ］
Ｋ＝εＣｄ（１２Ａ） Ｃ＝Ｋ／（εｄ）（１２Ｂ）

さらに、吸光度Ｋは、媒体に入射する前の光である入射光と、厚さｄを有する媒体を透過した後の光である透過光とで、以下の数式１３で表される：

［数式１３］
Ｋ＝Ｌｏｇ（入射光／透過光）

このように、２種類の光の波長における吸光度Ｋを測定することができれば、媒質濃度Ｃを計算することができる。

プローブ１１０は、オキシヘモグロビンとデオキシヘモグロビンの濃度（吸光度）が等しい基準ファントムを用いて、必要な較正を行うことができる。吸光度Ｋは数式２のようにＫ＝εＣｄで表されるので、オキシヘモグロビンの量とデオキシヘモグロビンの量が等しいとき、媒体の濃度Ｃは５０％である。

各波長における媒質の濃度Ｃを求めたときに、オキシヘモグロビンの濃度とデオキシヘモグロビンの濃度が等しいとき、ｒＳＯ２は５０％となる。各光波長におけるオキシヘモグロビンおよびデオキシヘモグロビンの吸収係数ε（ｍ・ｍｏｌ／ｃｍ）は次の表４に示す通りである。

２種類の光の波長における吸光度Ｋについて、７７０ｎｍの波長をＤ７、８７０ｎｍの波長をＳ８とし、媒体の濃度Ｃがオキシヘモグロビンとデオキシヘモグロビンで等しいとき、Ｄ７とＳ８の値はｒＳＯ２＝５０％となり、以下の数式１４で表される。Ｄ７、Ｓ８の値は、測定時の電圧に基づいて決定される。

［数式１４］
Ｃ（デオキシヘモグロビン）＝（Ｄ７／０．３５）＋Ｓ８／０．１８
＝Ｃ（オキシヘモグロビン）
＝（Ｄ７／０．１６）＋Ｓ８／０．２５

Ｄ７とＳ８で測定した電圧値の異なる２種類の光の波長における光吸収量の比（Ｒ／ＩＲ比）が１．０であれば、酸素飽和度は５０％であり、その値はＲＯＭ１１７に記憶される。

パルスオキシメータでは、２種類の光の波長における光吸収量の比（Ｒ／ＩＲ比）が酸素飽和度と相関があることが知られているので、測定時にプローブ１１０で得られる２種類の光の波長における光吸収量の比（Ｒ／ＩＲ比）と、血液ガスアナライザによって酸素飽和度を調整した血液中から得られる酸素飽和度ＳｐＯ２に基づいて較正曲線を用意すると、実際に測定したＲ／ＩＲ比に基づいて正確に酸素飽和度を計算することができる。

（ヘモグロビン量の計算方法）
ヘモグロビン量の変化を参照すると、波長８０５ｎｍの光に対する受光ユニット１１２の受信信号のレベルは、ヘモグロビン量の変化と反比例している。ヘモグロビン量が大きいほど光の吸収量が大きくなるため、受光ユニット１１２が受ける信号は弱くなり出力電圧が低下する。

そして、基準として測定開始時の信号レベルに基づいて、その後信号が増加するとヘモグロビンの吸収量が減少すると考えられ、測定開始時の信号の値を分母、現在の信号の値を分子として、測定開始時の１．０に基づいて、現在のヘモグロビン量を計算することができる。

通常、センサーが被験者にセットされ、センサー直下のヘモグロビンへの吸収による波長８０５ｎｍの光信号の値が測定値に変換されるため、測定開始時の電圧は基準値１．０と定義される。

波長８０５ｎｍの光がヘモグロビンに吸収された程度は、ランバートビールの法則により、吸光度Ｋ＝Ｌｏｇ（入射光／透過光）に基づいて計算される。実際に生体に入射する光の強度はその場で測定できないため、受光ユニット１１２で受けた信号光の約１０００倍であると仮定して計算される。

（酸素飽和度の計算方法）
酸素飽和度は、ヘモグロビン全体に基づくオキシヘモグロビンの割合を比率で表したものである。オキシヘモグロビンの量とデオキシヘモグロビンの量が１：１の比のとき、酸素飽和度は５０％である。

ランバートビールの法則にしたがって２種類の光の波長におけるそれぞれの光の吸光度を示すＲ＝７７０ｎｍとＩＲ＝８７０ｎｍの電圧信号に基づいて、吸光度を求めることができるので、オキシヘモグロビンの量とデオキシヘモグロビンの量を二元一次方程式と共に計算することができ、さらにそれに基づいて酸素飽和度を計算することができる。一般に、２種類の光の波長間の吸光度量の比（Ｒ／ＩＲ比）は、酸素飽和度と相関があると言われており、これがパルスオキシメータにおける計算の根拠を構成している。

（ｒＳＯ２の測定値）
ステップＳ１からステップＳ７までのプロセスを通して得られた測定値に基づいて決定される較正曲線の例が、以下の表５によって示される。２種類の光の波長の吸光度比（Ｒ／ＩＲ比）の実測値に基づいて酸素飽和度を求めるための関係式では、Ｄ７＝７７０ｎｍ、Ｓ８＝８７０ｎｍの波長が使用されていると仮定している。

発光ユニット１１１までの距離と受光ユニット１１２までの距離は、一般的に測定対象組織の深さに基づいて以下の表６に示すように選択される。測定対象組織の深さおよび部位に応じて毛細血管が存在する位置が異なるため、正確な値を求めるためには、最適な計算式および定数を個別に決定する必要がある。

近赤外光を利用して生体内の血中酸素飽和度を測定する場合、生体内の血液を含む対象組織が存在する部分を選択しながら測定することが要求される。例えば、測定対象組織が成人の大脳皮質の場合、大脳皮質は表皮から頭蓋骨を通って約１７ｍｍ－２５ｍｍの深さに存在するため、プローブ１１０の発光ユニット１１１と受光ユニット１１２の距離に対して約７０－８０％が最大測定可能深度となる。したがって、プローブ１１０の発光ユニット１１１と受光ユニット１１２との間の距離が４０ｍｍ－３０ｍｍであることが必要である。

さらに、表皮のみについて血流を測定する場合、真皮と表皮の毛細血管は皮膚表面から約１．５ｍｍの深さに位置するため、表皮のみについて情報を得るためには、プローブ１１０の発光ユニット１１１と受光ユニット１１２の間に約２．５ｍｍ－２．０ｍｍの距離が必要である。

さらに、上記以外の対象組織、例えば筋肉組織や臓器自体から血液情報を得るためには、表皮に取り付けたプローブ１１０からの対象組織の深さに応じて、プローブ１１０の発光ユニット１１１と受光ユニット１１２との間に適切な距離が必要であり、発光ユニット１１１は、発光ユニット１１１と受光ユニット１１２との距離に応じた適切な量の光を放射することが必要である。

プローブ１１０の発光ユニット１１１と受光ユニット１１２との距離が異なるとき、酸素飽和度の計算式についても精度を向上させるために、プローブ１１０の発光ユニット１１１と受光ユニット１１２との間の距離に応じて、計算曲線から得られる補正係数を設定することが必要である。

測定に用いるプローブ１１０を装置本体１２０に接続すると、ＲＯＭ１１７に記憶された較正情報が端末機器１３０によって読み出されるように構成される。例えば、プローブ１１０の発光ユニット１１１と受光ユニット１１２との間の距離が４０ｍｍであれば、表２の計算式を考慮して、発光ユニット１１１からの印加される光量に必要な電圧を１．０Ｖに設定することができる。

発光ユニット１１１と受光ユニット１１２の較正情報１１７Ｄとしては、それぞれの近赤外発光ダイオードがそれぞれ所定の電流で光を放射したときに受光増幅器１１４から出力される信号レベルが同一となるように較正するための係数情報が記憶されている。

以上のように、ＲＯＭ１１７に記憶されたプローブ１１０のそれぞれの較正情報に基づいて最適な計算式を設定し、測定結果を計算し、表示し、記録することができる。さらに、端末機器は装置本体１２０を介して最適な情報を取得し、プローブ１１０で測定を行うので、測定しようとする対象組織の深さに最適なプローブ１１０を選択するだけで、高精度で再現性のある酸素飽和度測定システム１００を実現することが可能である。

測定に最適な光強度と信号増幅率について参照すると、発光ユニット１１１と受光ユニット１１２との間の距離が４０ｍｍの場合に光源が１、増幅率が２００倍、発光ユニット１１１と受光ユニット１１２との間の距離が３０ｍｍの場合に光源が１／２、増幅率が５０倍、発光ユニット１１１と受光ユニット１１２との間の距離が２０ｍｍの場合に光源が１／８、増幅率が５倍、発光ユニット１１１と受光ユニット１１２との間の距離が１０ｍｍの場合に光源が１／１０、増幅率が１倍、発光ユニット１１１と受光ユニット１１２との間の距離が６ｍｍの場合に光源が１／２０、増幅率が１倍、発光ユニット１１１と受光ユニット１１２との間の距離が３ｍｍの場合に光源が１／４０、増幅率が１倍程度であるのが最適であると仮定する。

さらに、本実施形態によれば、対象組織の深さに対応して位置する発光ユニット１１１と受光ユニット１１２との間の距離情報と、発光ユニット１１１と受光ユニット１１２との間の距離に応じた光量を印加するための電圧情報とがプローブ１１０のＲＯＭ１１７に記憶される。また、発光ユニット１１１と受光ユニット１１２との間の距離に対応してプローブ１１０を区別可能な区別情報を記憶し、その区別情報に対応する距離情報と距離に応じた電圧情報を端末機器１３０に記憶することにより、発光ユニット１１１から生体に対して必要量の光を放射する構成を用いることも可能である。

ｒＳＯ２モードにおいて、１秒から５秒までの移動平均値を用いて、パルス毎のデータに基づいてＲ／ＩＲ比を求めることにより、計算されたＲ／ＩＲ比と酸素飽和度とヘモグロビン指数（ＨｂＩ）との相関を考慮して、それぞれの波長におけるデータからＲ／ＩＲ比を求めて、組織酸素飽和度（ｒＳＯ２）およびヘモグロビン指数（ＨｂＩ）を計算することができる。

さらに、ＳｐＯ２モードでは、ｒＳＯ２モードのように移動平均値を用いず、信号値の変化を連続的につなぎ、変動する軌跡を脈波として認識させる。そして、パルスの数は、各波長の測定値について、増加から減少へ、または減少から増加へ転じるサイクルをカウントすることにより測定される。

ＳｐＯ２モード（ＳｐＯ２）での動脈血酸素飽和度の測定について、変化のない一定部分は、静脈血の情報として計算対象から除外され、動脈血酸素飽和度（ＳｐＯ２）は、変化している部分のみＲ／ＩＲ比を用いて測定される。

図４は、吸光度比（Ｒ／ＩＲ比）と酸素飽和度との間の相関を示すグラフである。図４は、グレー塩化ビニル樹脂板の吸光度比（Ｒ／ＩＲ比）と酸素飽和度との間の相関を示すグラフの参考図である。ヘモグロビンと酸素が結合したオキシヘモグロビンの量とオキシヘモグロビンから酸素が離脱したデオキシヘモグロビンの量が同じときに、酸素飽和度は５０％となる。本発明では、ファントム上で２種類の光の波長における吸光度比（Ｒ／ＩＲ比）が１．０のときに酸素飽和度が５０％となるように較正される。

図５は、オキシヘモグロビン、デオキシヘモグロビン、カルボキシヘモグロビンの吸光係数の変化を示すグラフである。ヘモグロビンによる吸光度は、印加する光の波長によって異なり、８０５ｎｍの光は、オキシヘモグロビンとデオキシヘモグロビンとで同一の等吸収率を示す波長である。

Claims (13)

1. 発光ユニットから生体に向けて放射され、受光ユニットで受ける近赤外光を測定することにより、生体の酸素飽和度を測定する酸素飽和度測定装置であって、
   組織の酸素飽和度の測定対象の深さに対応して位置する発光ユニットと受光ユニットとの間の距離情報を記憶するように構成された情報記憶デバイスと、
   距離情報に対応した光量で発光ユニットから光を放射させるように構成された発光駆動ユニットと、
   組織酸素飽和度を測定するように構成されたパルスを出力するためのパルス出力ユニットと、
   パルス出力ユニットからのパルスを、動脈血酸素飽和度を測定するように構成されたパルスに、所定時間の間、増加させるパルス増加ユニットと
   を含む、酸素飽和度測定装置。
2. 受光ユニットによって測定された発光ユニットの光放射状態における発光信号と、受光ユニットによって受けた発光ユニットからの無光状態における無光信号との差に基づいて、環境光を除いた光信号を計算するように構成された環境光除外デバイス
   を含む、請求項１に記載の酸素飽和度測定装置。
3. 無光信号が所定レベルを超えたときに、受光ユニットの生体からの離脱を判定して警告を出力するように構成されたプローブ離脱警告デバイス
   を含む、請求項２に記載の酸素飽和度測定装置。
4. 組織酸素飽和度が低下した場合に、パルス増加ユニットの動作を実行するように構成されたパルス増加実行ユニット
   を含む、請求項１に記載の酸素飽和度測定装置。
5. 組織酸素飽和度が低下してパルス増加ユニットの動作を実行したときに、測定した動脈血酸素飽和度から脈動が検出できないときに、警告を出力するように構成された無パルス状態警告出力デバイス
   を含む、請求項４に記載の酸素飽和度測定装置。
6. パルス増加動作を周期的に実行するように構成されたユニット
   を含む、請求項１に記載の酸素飽和度測定装置。
7. 受光ユニットによって受けた光のアナログ信号を増幅するように構成された受光増幅器と、
   受光増幅器に結合され、受光増幅器によって増幅されたアナログ信号をデジタル信号に変換するように構成されたアナログ／デジタル変換ユニットと
   を含む、請求項１に記載の酸素飽和度測定装置。
8. アナログ／デジタル変換ユニットによって変換されたデジタル信号を無線で送信するように構成された無線通信デバイス
   を含む、請求項１に記載の酸素飽和度測定装置。
9. 情報記憶デバイスが、生体と同一の吸収特性を得るように構成されたファントムを用いて予め測定した透過光に関する基準値を記憶し、基準値と比較して計算を実行するように構成された計算ユニットを含む、
   請求項１に記載の酸素飽和度測定装置。
10. 情報記憶デバイスが、予め選択された酸素飽和度に調整された血液を用いることにより、予め測定された透過光に関する基準値を記憶し、基準値と比較して計算を実行するように構成された計算ユニットを含む、
    請求項１に記載の酸素飽和度測定装置。
11. 発光ユニットから生体に向けて放射され、受光ユニットにより受ける近赤外光を測定するように構成された酸素飽和度測定装置で使用されるように構成されたプローブであって、
    組織の酸素飽和度の測定対象物の深さに対応して位置する発光ユニットと受光ユニットとの間の距離情報を記憶するように構成された情報記憶デバイスと、
    発光ユニットから対象物の深さに対応した光量で光を放射するように構成された発光駆動ユニットと、
    組織酸素飽和度を測定するように構成されたパルスを出力するように構成されたパルス出力ユニットと
    を含む、プローブ。
12. プローブが、測定対象の深さに応じて着脱可能かつ交換可能に取り付けられる、
    請求項１１に記載の酸素飽和度測定プローブ。
13. 発光ユニットから生体に向けて放射された近赤外光を受光ユニットで測定することにより、生体の酸素飽和度を測定する方法であって、
    組織の酸素飽和度を測定対象の深さに対応して位置する発光ユニットと受光ユニットとの間の距離情報を情報記憶デバイスにより記憶することと、
    発光駆動ユニットにより、距離情報に対応する量の光を発光ユニットに放射させることと、
    パルス出力ユニットにより、組織の酸素飽和度を測定するように構成されたパルスを発光ユニットに印加することと、
    パルス増加ユニットにより、動脈血酸素飽和度を測定するように構成されたパルスに、所定時間の間、パルス量を増加させることと
    を含む、方法。

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