JPH0213450A - 健康度測定方法 - Google Patents

Abstract

(57)【要約】本公報は電子出願前の出願データであるた
め要約のデータは記録されません。

Description

【発明の詳細な説明】 （イ）産業上の利用分野 この発明は、血中酸素飽和度と共に血管の血’Ｉｔ状態
を非観血で検出し、健康度を測定する方法に関する。

（ロ）従来の技術 生体の健康度を測定する方法の一つとして、非観血的に
血中酸素飽和度、すなわち血中の酸化型ヘモグロビンの
存在比を検出する方法が知られている。この方法は、Ｌ
　ａｍｂｅｒｔ−Ｂ　ｅｅｒ則が適用されており、２つ
の異なる波長成分λ１、λ２を含む光を生体測定部位に
照射し、この生体測定部（つよりの出射光の内、上記２
つの波長成分λ１、λ２をそれぞれ受光素子で受光し、
電気的な受光信号Ｅｌ、ＥＺに変換する。

受光素子がそれぞれ受光する受光量１．、Ｉ。

は、Ｌａｍｂｅｒｔ　−Ｂｅｅｒ則により、以下の式で
表される。

１、＝Ｔｏ、Ｆ、’ＩＯ−”’１０−”　　　”’（Ｉ
ａ）（ｐｉ−α°１γｄ　　　ｑｌ−α１　γ乏）１２
　　−　ｒ０２ＦＴ２−　　１　０−２２　−　　１　
０−　Ｉ２　　　　・　　　（Ｉｂ）（ｐ２−α゛２γ
ｄ　　　（１２−α２　γｐ）ここで、Ｆ　Ｔ　ｌ　％
　Ｆ　Ｔ２は、それぞれ波長λ１、Ａ２に対する生体組
織による吸光度、α°１、α”２は、それぞれ静脈血の
光吸収係数、α１、α２は、それぞれ動脈血の光吸収係
数、γは血液濃度、ｄ、ｌは、それぞれ静脈、動脈の血
液層厚である。受光素子の感度も含む光電変換の際のゲ
インを、波長λ１、Ａ２に対して、それぞれＡＩ、Ａ２
とすると、受光信号Ｅ１、Ｅ２は、以下の（２ａ）、（
２ｂ）式で表される。

Ｅ、＝Ａ、１．．ＦＴ、・１０−”　　・１０−”　　
　−＝・（２ａ）Ｅ２−Ａ２　Ｔｏ２Ｆｔ□・１０−ｐ
２・ｌ　０−Ｉ２−　（２ｂ）これら受光信号Ｅ＋　、
Ｅ２を対数変換すると、ｆｆｏｇＥ＋−ＮｏｇＡｚｌｏ
＋Ｆｒ＋　　ｐｉ　　ｑｌ−（３ａ）ρｏｇＥｚ−ｐ、
ｏｇＡｚｌｏ２Ｆｙｚ　　Ｐ２　　ＣＩ２　　・＝（３
ｂ）となり、和の形で表される。ｊ２ｏｇＡ＋　　Ｔｏ
＋Ｆｒ＋、ｆｆｏｇＡ２１０２ＦＴ２は、組織の信号成
分、−ｐｌ、−ｐ２は、静脈の信号成分、−（１１、−
（１２は、動脈の信号成分である。

動脈内には、心臓の拍動に伴う脈動が〕」τしているか
ら、動脈の信号成分−９１、−Ｑ　２　＆；Ｉ、時間的
に変化する。このため、電気的フィルタ等の手法を用い
て、動脈の信号成分＝９１、−Ｉ２を他の信号成分！２
０ｇＡ＋　　ｌ０ＩＦＴＩ、ｎｏｇＡｚ　　ｌ０２ＦＴ
２、−ｐｌ、−ｐ２より分離することができる。

信号成分−９１、−（１２は、振幅あるいは波形面積に
基づいてその比Ｙが算出される。

Ｙ＝−ｑｌ／−Ｉ２ 一−α１　Ｔ！／−α２　γ！ 一αＩ／α２　　　　　　　　　　　　・・・（／ｌ）
このＹに基づき、以下の（５）式により酸素飽和度５ａ
ｄ２が算出される。

Ｓａ○２＝　Ｂ−ＣＹ　　　　　　　　　　　　−（５
）ここで、Ｂ、Ｃはそれぞれ非酸化型ヘモグロビン、酸
化型ヘモグロビンの吸収係数である。

上記酸素飽和度の検出方法は、動脈血の酸素飽和度だけ
しか検出できないが、本願発明者ら番Ｊ、静脈血の酸素
飽和度の検出方法を発明した（特願昭６２−３０４９７
５号）。この方法では、測定部位より体幹側を、例えば
血圧測定用のカフを用いて、最低血圧値前後の圧力で圧
迫する。この圧迫により、静脈内の血流が阻害されるが
、動脈内の血流は、阻害されないので、測定部位静脈中
に血液が流入し、静脈が膨らんでその血液層厚ｄが増加
していく。

従って、静脈の信号成分−ｐｌ、−ｐ２も時間的に変動
することとなるが、この変動は、動脈の信号成分−９１
、−ｃ１２の変動とは異なるため、静脈の信号成分−２
１、−ｐ２を、それぞれ他の信号成分より分離すること
ができる。そして、動脈の場合と同様、静脈の信号成分
−ｐｌ、−ｐ２の比Ｙ゛をとり、このＹ゛に（５）式を
適用して静脈＋ｆｎの酸素飽和度を検出することができ
る。

（ハ）発明が解決しようとする課題 上記従来の血中酸素飽和度を検出して、健康度を測定す
る方法では、酸素飽和度という一つのパラメータだけを
用いているため、これだけで健康度を表現するのは難し
い問題点があった。

そこで、血流状態に関するパラメータと、酸素飽和度と
を合わせれば、よりよく健康度を表ずごとが可能となる
筈である。しかし、血流状態に関するパラメータの検出
原理輯°、上記血中酸素飽和度の原理とは異なっている
ため、両者を一度に検出することができない。

この発明は、上記に鑑のなされたもので、血流状態に関
するパラメータと血中酸素飽和度を一度に検出し、健康
度を測定する１ｌｆｉ康度測定方法の提供を目的として
いる。

（ニ）課題を解決するための手段 上記課題を解決するため、この発明の健康度測定方法は
、生体測定部位の体幹側に、最低血圧値前後の圧力を加
えて静脈血流を阻害し、静脈血液層厚を時間的に変化さ
せ、この間に異なる２つの波長成分を含む光を前記測定
部位に照射し、この測定部位よりの出射光に含まれる前
記２つの波長成分をそれぞれ受光素子で受光して電気信
号に変換し、これら電気信号をそれぞれ対数変換した後
、この対数変換された信号より、前記血液層厚の時間的
変化に起因する変動成分をそれぞれ分離し、これら分離
された信号成分に基づいて血液の酸素飽和度を検出し、
化体の健康度を測定する方法において、 前記２つの波長成分のうち、一方は非酸化型ヘモグロビ
ンと酸化型ヘモグロビンに対して等しい吸収を示す波長
とし、この波長成分についての前記変動成分の時間的変
化率に基づいて、前記測定部位の血流状態に関するパラ
メータを検出し、このパラメータと前記酸素飽和度とに
より健康度を測定することを特徴とするものである。

（ボ）作用 この発明の健康度測定方法は、１の波長成分を非酸化型
ヘモグロビンと酸化型ヘモグロビンとに対して等しい吸
収を示す（以下等吸収という）波長としているので、こ
の波長成分についての電気信号は、酸素飽和度の影響を
受けないこととなる。

一方、圧迫開始時からの静脈の血液層厚の時間に対する
変化の割合は、血流状態に関係しているから、前記等吸
収の波長についての電気信号の静脈成分の時間的変化は
、酸素飽和度の影響を受りない、血流状態に関するパラ
メータとすることができる。

また、このパラメータは、圧迫による静脈の信号成分の
時間的変化率に基づいて検出されるものであるのに対し
、静脈血の酸素飽和度は、静脈の信号成分の値に基づい
て検出されるものであるから、両者は同時に検出するこ
とができる。

（へ）実施例 この発明の一実施例を第１図乃至第４図に基づいて以下
に説明する。

この実施例は、動ＷＸ１１１の酸素飽和度５ａｄ２、静
脈血の酸素飽和度Ｓ　ｖ　Ｏ２及び血流状態に関するパ
ラメータ八ＥＬＶ（又はＳ）を検出するもので、等吸収
の波長ハ　として、８０５ｎｍを適用している。

もちろん等吸収波長λ１は８０５ｎｍに限定されるもの
ではない。第１図は、この実施例に適用される健康度測
定装置の構成を説明するブロック図である。

２は、プＩコープである。このプローブ２は、第１図紙
面右方向より、被験者の指ｆが挿入される。

挿入された指ｆは、その先端部（測定部位）ｆａ」二下
にそれぞれ光ファイバ３１．３□の端面が接触する。ま
た、指ｆは、カフ４を挿通しており、測定部位［８より
も体幹側で加圧される。このカフ４には、指圧電子血圧
計のカフが適用される。

光ファイバ３１は、ハロゲンランプ５よりの光を、測定
部位ｆ、に導くためのものである。ハロゲンランプ５よ
りの光は、熱線力・ノドフィルタ６を透過し、集光レン
ズ７に集光されて、光ファイバ３．の他端面に入射する
。上記熱線力・ノドフィルタ６は、ハロゲンランプ５よ
りの熱線により、測定部位ｆ、に火傷が生じるのを防止
するためのものである。なお、５ａはハロゲンランプ５
用の電源である。

一方、受光用の光ファイバ３２のもう一端は、２つに分
かれている（３□１．３□２）。光ファイバ端３□１よ
の光は、干渉フィルタ（透過波長λ１−８０１−８Ｏ５
０を透過して、ホトダイオード（受光素子）９１で受光
される。これに対して、光ファイバ端３□２よりの光は
、干渉フィルタ（透過波長λ２＝６５０ｎｍ）　８□を
透過して、ボトダイオード９□で受光される。

ホトダイオード９．１９□は、それぞれ受光信号処理回
路１０．．１０□に接続されている。受光信号処理回路
１０１には、ポトダイオード９１の光電流を電圧に変換
する充電流電圧変換回路１１、この充電流電圧変換回路
１１の出力を増幅するアンプ１２、さらにこのアンプ１
２の出力を対数変換する対数アンプ１３が含まれている
。対数アンプ１３の出力は、アナログスイッチＩ４で切
換えられて、バイパスフィルタ（ＨＰＦ）１５又は２０
に入力される。

ＨＰＦ　１５は、遮断周波数０．３］（ｚで、脈波成分
（動脈の信号成分）を分離するものであり、その分離さ
れた信号は、アンプ１６で増幅される。−方、ＨＰＦ２
０は、静脈の信号成分を分冊するものであり、遮断周波
数は０．００３　Ｈｚとされる。ＨＰＦ２０で分離され
た信号は、さらにローパスフィルク（ＬＰＦ）２１を通
り、脈波成分を除かれて、アンプ２２で増幅される。

アンプ１６及び２２の出力は、アナログスイッチ１７で
切換えられて、Ｌ　Ｐ　Ｆ　Ｉ　Ｂに入力される。

■、ＰＦ１８は、信号中のハムを除くためのものであり
、カットオフ周波数は１６　Ｈｚ程度とされる。

Ｌ　Ｐ　Ｆ　１８を通った信号は、サンプルボールド（
Ｓ　／　Ｈ）回路Ｉ９に入力される。Ｓ／Ｈ回路１９の
出力、すなわち受光信号処理回路１０１の出力は、マル
ヂプレクタ（ＭＵＸ）２３に入力される。なお、受光信
号処理回路１０゜の構成は、受光信号処理回路１０１と
全く同様であり、その出力はやはりＭＵＸ２３に入力さ
れる。

ＭＵＸ２３には、アナログ／デジタル（Ａ／Ｄ）変換器
２４が接続されている。Ａ／Ｄ変換器２４には、さらに
ＣＰＵ２５が接続されている。このＣＰ　ｔ、Ｊ　２５
は、受光信号処理回路１０．．１０□よりの信号に基づ
いて、動脈及び静脈血中の酸素飽和度、さらに血流状態
に関するパラメータを算出する機能、アナログスイッチ
１４．１７を連動して切換える機能等を有している。Ｃ
ＰＵ２５には、表示部２６が接続されており、測定され
た健康度が表示される。

一方、カフ４には、圧ノ７センザ２７、電磁弁２８、ポ
ンプ２９が接続されている。圧カセンザ２７は、カフ４
内の空気圧（以下カフ圧という）を検出するものであり
、電磁弁２８１＃カフ４内の空気を抜き加圧を終了させ
る。また、ポンプ２９ば、カフ４を加圧する。電磁弁２
８及びポンプ２９（Ｊ、駆動回路３０により駆動される
が、駆動回路３゜は、ＣＰＵ２５に制御されている。圧
カセンザ２７は、ＭＵＸ２３に接続されており、カフ圧
がＣＰＵ２５に取り込まれる。

次に、動脈血中の酸素飽和度測定について説明する。こ
の場合には、対数アンプ１３の出力が１１ＰＦ１５及び
アンプ１６を通り、Ｉ−Ｐ　Ｆ　１８に入力されるよう
、アナログスイッチ１４．１７が切換えられる。

ボトダイオード９１の出力は、充電流電圧変換回路１１
で電圧に変換され、アンプ１２て増幅され、対数アンプ
１３で対数変換される。この信号は、ＨＰ　Ｆ　１５で
脈波成分のみが分離され、アンプ１６で増幅される。さ
らに、Ｌ　Ｐ　Ｆ　１８でハムを除去されて、Ｓ　／　
Ｈ回路１９でホールドされる。

同様にボトダイオード９２の出力も、受光信号処理回路
１０゜で処理され、ボールドされている。

受光信号処理回路１０．．１０□にそれぞれホールドさ
れている。波長λ、、λ２に対する動脈の信号成分は、
ＭＵＸ２３で切換えられて、Ａ／Ｄ変換器２４でそれぞ
れデジタル変換され、ＣＰＵ２５に取り込まれる。ＣＰ
　Ｕ　２５は、この２つの信号成分の比を取り、周知の
演算を行い動脈血中の酸素飽和度Ｓａ○２を算出する。

一方、静脈血中の酸素飽和度及び血流パラメータを検出
する場合には、対数アンプ１３の出力が、ＨＰ　Ｆ　２
０、Ｉ−Ｐ　Ｆ　２１、アンプ２２を通って、Ｌ　Ｐ　
Ｆ　１　Ｂに入力されるようにアナログスイッチ１４．
１７が切換えられる。そして、ＣＰＵ２５が、電磁弁２
８を閉し、ポンプ２９を作動させ、カフ４の加圧が開始
される。ポンプ２９が作動中は、圧力セン′ｌＩ２７に
よりカフ圧がザンブリングされる。カフ圧が８０　ｍｍ
１１ｇに達したならば、ポンプ２９が停止する。この８
０　ｍｍ１１ｇ！；ｌ、平均的な人間の最低血圧値であ
り、この値では、動脈の曲流は阻害されないが、静脈は
閉塞されて、その血流は阻害される。

この時、受光信号処理回路１０、の対数アンプ１３の出
力は、第３図に示すようになっている。

動脈及び組織の信号成分は、加圧をしない場合と同様で
あるが、静脈の信号成分は、時間の経過よ共に変動して
いく。

対数アンプ１３の出力ば、Ｉ−Ｉ　Ｐ　Ｆ　ｌ　２で直
流成分を除かれ、さらにＬ　Ｐ　Ｆ　］　３で脈波成分
が除かれて、静脈の信号成分のみが分面１される。この
静脈の信号成分は、アンプ２２で増幅されると共に、Ｔ
−Ｐ　Ｆ　１　Ｂでハムを除かれ、Ｓ／Ｈ回路１９でホ
ールドされる。なお、アンプ２２の出力、すなわち静脈
の信号成分Ｅ１ｖの変化を第２図（ａ）に示す。

ＣＰＵ２５の血流パラメータ検出処理を、第４図（ａ）
を参照しながら説明すると、まず、カフ圧が８０　ｍｍ
１１ｇに達したが否かを判定する〔ステップ（以下ＳＴ
という）Ｉ）。この判定が、ＹＥＳになればＳｒ２に進
み、波長λ１に対する静脈の信号成分Ｅ＋ｖ＋を取り込
みこれを記憶する。

Ｓｒ１では、所定時間ｔ１が経過したが否かを判定し、
この判定がＮＯの間は、ここで待機する。

Ｓｒ１の判定がＹＥＳとなれば、再び波長λ１に対する
静脈の信号成分Ｅ３，２を取り込み（Ｓ　Ｔ　４　）、
前記Ｅ　ｌｖｌ　とこのＥ　ＩＶ２の差ΔＩＥＩＶを算
出して、血流パラメータとする。

第４図（ａ）に示す血流パラメータ検出処理では、カフ
圧が８０ｍｍ１１ｇに達した時点と、これより所定時間
経過した時点での信号成分Ｅ　１　ｙの差へＥ＋ｖをと
っているが、カフ４加圧開始時点と、これより所定時間
経過した時点での信号成分の差を、血流パラメータとし
てもよい。

また、第４図（ｂ）は、他の血流パラメータ検出処理を
示している。この処理は、カフ圧が所定値（この実施例
では８０ｍｍｌ１ｇ）に達したと判定されれば（Ｓｒ１
．１）、ＣＰＵ２５はサンプル数カウンタＳをＯにセッ
トする（ＳＴ１２）。

次に２０１１１ｓｅｃ経過したら、信号成分Ｅ＋ｖを取
り込み（ＳＴ１３）、Ｓを１増加さ〜１主る（ＳＴ］４
）。

５Ｔ１５では、取り込まれた信号成分Ｅ　ＩＶが所定値
Ｅ　ＩＶＦに達したか否かが判定される。Ｓｒ１．５の
判定がＮＯの時には、２０ｍ５ｅｃごとに信号成分Ｅ１
ｖのサンプリングを続行し、ＹＥＳの場合には、カウン
タＳ又はＳに２０ｍ５ｅｃを乗じたものを、血流パラメ
ータとする（ＳＴ１６）。

一方、加圧開始後所定時間経過後に、波長λ１、λ２に
解する静脈の信号成分Ｅ　ＩＶ”　、Ｅ２ｖ′がそれぞ
れＣＰＵ２５に取り込まれる。ＣＰＵ２５ば、両者の比
を算出し、動脈血の場合と同様に、静脈血の酸素飽和度
ＳｖＯ□が算出される。こうして得られた、酸素飽和度
ＳａＯ□、ＳｖＯ□及び血流パラメータに基づいて健康
度が判定され、表示部２６に表示される。

信号成分の値Ｅ　ＩＶ％　Ｅ２Ｖが、所定の値（例えば
１．５Ｖ）を下回った時に、ＣＰＵ２５が電磁弁２８を
開放し、圧迫（静脈の閉塞）を終了して、指ｆを解放す
る。

（１・）発明の詳細 な説明したように、この発明の健康度測定方法は、波長
成分の１方を等吸収波長とし、この波長成分についての
変動成分の時間的変化率に基づいて、測定部位の血流状
態に関するパラメータを検出し、このパラメータと酸素
飽和度とにより健康度を測定することを特徴とするもの
であるから、前記パラメータと血中酸素飽和度が一度に
検出でき、この両者により従来よりも正確に健康度を測
定できる利点を有している。

【図面の簡単な説明】

第１図は、この発明の一実施例に適用される測定装置の
構成を説明するブロック図、第２図（ａ）は、同測定装
置の血流パラメータの検出処理を説明するための静脈信
号成分の時間的変化を示す図、第２図（ｂ）は、血流パ
ラメータの検出処理の変形例を説明するための静脈の信
号成分の時間的変化を示す図、第３図は、血流パラメー
タ及び静脈血の酸素飽和度を検出する際の対数変換され
た電気信号Ｉｔ） を説明する図、第４図ｆａ）は、前記測定装置の血流パ
ラメータ検出処理を説明するフロー図、第４図（ｂ）は
、このｍ＋流パラメータ検出処理の前記変形例を説明す
るフロー図である。 ４：カフ、　　　９．・９□：ボ１−ダイオード、１３
：対数アンプ、　　　２５：ＣＰＵ、２７：圧カセツタ
、　　　２８電硼弁、２９：ポンプ。 特許出願人　　　　　立石電機株式会社代理人　　弁理
士　　中　村　茂　信 〉−臂吟υ− 第４図（ａ） 第４図（ｂ） 寡聞ｉひ Ｔ１１ カフ反所定イ直力、？　　Ｎ。 Ｔ１２ 寸ンブル狡カウンタ５ Ｓｏｌてセ、・７ト Ｔ ２Ｏｍ５　　経」し１炎 イ茗号成ｔ　　Ｅｌｖ 取込み Ｔ１４ Ｓ＝Ｓ＋１ Ｔ Ｅ＋ｖ　＝　ＥＩＶ３　？　　Ｎ０ ８（又＋２５Ｘ２０ｍｓ　） ト飴９紀パラメータ ｃ　　　＋　　１

Claims (1)

【特許請求の範囲】
1. （１）生体測定部位の体幹側に、最低血圧値前後の圧力
   を加えて静脈血流を阻害し、静脈血液層厚を時間的に変
   化させ、この間に異なる２つの波長成分を含む光を前記
   測定部位に照射し、この測定部位よりの出射光に含まれ
   る前記２つの波長成分をそれぞれ受光素子で受光して電
   気信号に変換し、これら電気信号をそれぞれ対数変換し
   た後、この対数変換された信号より、前記血液層厚の時
   間的変化に起因する変動成分をそれぞれ分離し、これら
   変動成分に基づいて血液の酸素飽和度を検出し、生体の
   健康度を測定する健康度測定方法において、前記２つの
   波長成分のうち、一方は非酸化型ヘモグロビンと酸化型
   ヘモグロビンに対して等しい吸収を示す波長とし、この
   波長成分についての前記変動成分の時間的変化率に基づ
   いて、前記測定部位の血流状態に関するパラメータを検
   出し、このパラメータと前記酸素飽和度とにより健康度
   を測定することを特徴とする健康度測定方法。