JPH02305555A - 血液酸素飽和度・血圧同時測定装置 - Google Patents
血液酸素飽和度・血圧同時測定装置Info
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- JPH02305555A JPH02305555A JP1125515A JP12551589A JPH02305555A JP H02305555 A JPH02305555 A JP H02305555A JP 1125515 A JP1125515 A JP 1125515A JP 12551589 A JP12551589 A JP 12551589A JP H02305555 A JPH02305555 A JP H02305555A
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Classifications
-
- A—HUMAN NECESSITIES
- A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
- A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
- A61B5/00—Measuring for diagnostic purposes; Identification of persons
- A61B5/68—Arrangements of detecting, measuring or recording means, e.g. sensors, in relation to patient
- A61B5/6801—Arrangements of detecting, measuring or recording means, e.g. sensors, in relation to patient specially adapted to be attached to or worn on the body surface
- A61B5/6813—Specially adapted to be attached to a specific body part
- A61B5/6825—Hand
- A61B5/6826—Finger
-
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- A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
- A61B5/00—Measuring for diagnostic purposes; Identification of persons
- A61B5/02—Detecting, measuring or recording pulse, heart rate, blood pressure or blood flow; Combined pulse/heart-rate/blood pressure determination; Evaluating a cardiovascular condition not otherwise provided for, e.g. using combinations of techniques provided for in this group with electrocardiography or electroauscultation; Heart catheters for measuring blood pressure
- A61B5/021—Measuring pressure in heart or blood vessels
- A61B5/022—Measuring pressure in heart or blood vessels by applying pressure to close blood vessels, e.g. against the skin; Ophthalmodynamometers
- A61B5/02233—Occluders specially adapted therefor
- A61B5/02241—Occluders specially adapted therefor of small dimensions, e.g. adapted to fingers
-
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- A61B5/00—Measuring for diagnostic purposes; Identification of persons
- A61B5/68—Arrangements of detecting, measuring or recording means, e.g. sensors, in relation to patient
- A61B5/6801—Arrangements of detecting, measuring or recording means, e.g. sensors, in relation to patient specially adapted to be attached to or worn on the body surface
- A61B5/683—Means for maintaining contact with the body
- A61B5/6838—Clamps or clips
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。
め要約のデータは記録されません。
Description
【発明の詳細な説明】
〔産業上の利用分野〕
本発明は、血液酸素飽和度・血圧同時測定装置に関する
。
。
呼吸管理を必要とする重傷患者、麻酔下にある患者等に
あっては、呼吸状態が急変して酸素欠乏に陥る危険性が
あるため、その患者の血圧や、血液ガス(酸素)情報を
連続的に計測する必要があるが、従来は夫々専用の血液
酸素飽和度測定装置や非観血的血圧計を使用する必要が
あり、患者に各々の検出子を装着して計測している。
あっては、呼吸状態が急変して酸素欠乏に陥る危険性が
あるため、その患者の血圧や、血液ガス(酸素)情報を
連続的に計測する必要があるが、従来は夫々専用の血液
酸素飽和度測定装置や非観血的血圧計を使用する必要が
あり、患者に各々の検出子を装着して計測している。
従来の非観血的血圧計測方法には、オシロメトリンク法
や指先で計測する光容積振動法等による計測があり、一
方動脈血酸素飽和度測定には下記の様な測定原理の方法
がある。
や指先で計測する光容積振動法等による計測があり、一
方動脈血酸素飽和度測定には下記の様な測定原理の方法
がある。
即ち、これは、指尖等における動脈血の脈動に伴う2種
の光波長帯域の透過光の吸光度の変化を分析して、血液
酸素飽和度を連続的に測定するものである。
の光波長帯域の透過光の吸光度の変化を分析して、血液
酸素飽和度を連続的に測定するものである。
この計測の従来例の概要を以下に説明する。
第6図に、血液中の酸素及び還元ヘモグロビンの光に対
する吸収スペクトルを示す。吸光係数は、酸化ヘモグロ
ビンと還元ヘモグロビンとで波長によって相違する。一
般に波長λでは、 還元ヘモグロビンHbの吸光係数 :ε舷酸化ヘモグロ
ビンHb、の吸光係数:εム。
する吸収スペクトルを示す。吸光係数は、酸化ヘモグロ
ビンと還元ヘモグロビンとで波長によって相違する。一
般に波長λでは、 還元ヘモグロビンHbの吸光係数 :ε舷酸化ヘモグロ
ビンHb、の吸光係数:εム。
動脈血のHb濃度 :εL動脈血のHb
、濃度 :εム。
、濃度 :εム。
静脈血のHb濃度 :ε嘉静脈血のHbo
濃度 :ε泡。
濃度 :ε泡。
組織の吸光係数 :ε全組織濃度
:Ct散乱光による吸収
二B企吸収物質の光路長 :d 透過光 =■λとし、第7図か
ら、状態(I)と(n)で被測定系全体の吸光量を夫々
ODI、OD2とすると、状態(I)、(n)では、L
ambert−Beer (ランバート・ベア)の法則
により、 OD、 =fog (I o / I ’r )=C6
ctat+ε?2 Cvdv+ (ε舷CHb+εム。CI(bo)da十B企、・・・
・(1)ODi =lOg (15/ I ’l )=
ε>ctat+ε?) Cvdv+ (εFibCHb+εし。CHbo) da+Bjz
・・・・(2)で表わせる。
:Ct散乱光による吸収
二B企吸収物質の光路長 :d 透過光 =■λとし、第7図か
ら、状態(I)と(n)で被測定系全体の吸光量を夫々
ODI、OD2とすると、状態(I)、(n)では、L
ambert−Beer (ランバート・ベア)の法則
により、 OD、 =fog (I o / I ’r )=C6
ctat+ε?2 Cvdv+ (ε舷CHb+εム。CI(bo)da十B企、・・・
・(1)ODi =lOg (15/ I ’l )=
ε>ctat+ε?) Cvdv+ (εFibCHb+εし。CHbo) da+Bjz
・・・・(2)で表わせる。
さて、吸光量の差をΔA入とすると、これは(1)、(
2)式から次のように表わされる(但し、B仝1zB合
、とする)。
2)式から次のように表わされる(但し、B仝1zB合
、とする)。
ΔAλ=ODj −0D) =log (Ij / 1
3 )、=(εLCHb+ε舷。CI<bo)Δda・
・・・(3)従って、波長λ8、λ2に対する吸光量の
差ΔAλ1、ΔAλ2は、次のように表わされる。
3 )、=(εLCHb+ε舷。CI<bo)Δda・
・・・(3)従って、波長λ8、λ2に対する吸光量の
差ΔAλ1、ΔAλ2は、次のように表わされる。
ΔAλ1−(εFiACMb+ε酷。Cvtb−)Δd
a ・・・・(4)ΔAλ2−(ε14Ctb+ε
N。CMk−)Δda ・・・・(5)一方、全還
元ヘモグロビンHbの濃度Cは、C=Cth+cwh。
a ・・・・(4)ΔAλ2−(ε14Ctb+ε
N。CMk−)Δda ・・・・(5)一方、全還
元ヘモグロビンHbの濃度Cは、C=Cth+cwh。
・・・・(6)であるから、CHhは、
CMb=C−CM、、 −−−−(7)と成
り、又、酸素飽和度O3は、 as−c、Ib/C・・・・(8) と成るから、(7) 、 (8)式より、C11Th。
り、又、酸素飽和度O3は、 as−c、Ib/C・・・・(8) と成るから、(7) 、 (8)式より、C11Th。
は次のように表わされる。
CMb。=C・O3・・・・(9)
従って、波長λ9、λ2での吸光量の差の比を求めると
、次式のように成る。
、次式のように成る。
今、λ8をHb % Hb@の等吸収点(Isosbe
sticPaint :イソスベスチック・ポイント)
に選ぶと、εは。=εは ・・・・(12)
と成るから、酸素飽和度O3は、 〔発明が解決しようとする課題〕 上述した如く、従来は、血液酸素飽和度及び血圧を測定
するのに、夫々専用の測定装置を用い、多くの検出子を
患者の身体に取付けて行なっていたので、測定装置の測
定の準備及び操作が繁雑でそのための時間が掛ると共に
、患者に多大な負担を掛るという欠点があった。
sticPaint :イソスベスチック・ポイント)
に選ぶと、εは。=εは ・・・・(12)
と成るから、酸素飽和度O3は、 〔発明が解決しようとする課題〕 上述した如く、従来は、血液酸素飽和度及び血圧を測定
するのに、夫々専用の測定装置を用い、多くの検出子を
患者の身体に取付けて行なっていたので、測定装置の測
定の準備及び操作が繁雑でそのための時間が掛ると共に
、患者に多大な負担を掛るという欠点があった。
かかる点に鑑み、本発明は、動脈及び静脈血の酸素飽和
度並び血圧を同時に測定することができると共に、測定
の準備及び操作が簡単で、そのための時間が少なくて済
み、且つ、患者の負担が軽減される測定装置を提案しよ
うとするものである。
度並び血圧を同時に測定することができると共に、測定
の準備及び操作が簡単で、そのための時間が少なくて済
み、且つ、患者の負担が軽減される測定装置を提案しよ
うとするものである。
〔課題を解決するための手段及び作用〕本発明は、血液
酸素飽和度・血圧同時測定装置であって、互いに波長を
異にする第1及び第2の光を発生する光源(1) 、(
2)と、その光源(1)、(2)からの第1及び第2の
光の被検体(8)を透過した第1及び第2の透過光の光
量を検出する光検出器(6)と、被検体(8)にカフ圧
を加える加圧手段(5) 、(11)、(12)とを備
える複合検出器(7)を設ける。
酸素飽和度・血圧同時測定装置であって、互いに波長を
異にする第1及び第2の光を発生する光源(1) 、(
2)と、その光源(1)、(2)からの第1及び第2の
光の被検体(8)を透過した第1及び第2の透過光の光
量を検出する光検出器(6)と、被検体(8)にカフ圧
を加える加圧手段(5) 、(11)、(12)とを備
える複合検出器(7)を設ける。
又、光検出器(6)により検出された第1及び第2の透
過光量信号から、夫々 (a)脈波成分信号を分離する
手段(21)、(22) 、(b)吸光度信号を得る手
段(25) 、 (26)及び(c)吸光度変化分信号
を得る手段(23) 、 (24)と、カフの圧力を検
出する圧力検出手段(15)とを設ける。
過光量信号から、夫々 (a)脈波成分信号を分離する
手段(21)、(22) 、(b)吸光度信号を得る手
段(25) 、 (26)及び(c)吸光度変化分信号
を得る手段(23) 、 (24)と、カフの圧力を検
出する圧力検出手段(15)とを設ける。
更に、脈波成分信号、吸光度信号、吸光度変化分信号及
び圧力検出手段(15)の圧力信号を入力して所定の演
算を行う演算手段(28)を設け、その演算によって、
吸光度信号及び吸光度変化分信号から、波長を異にする
第1及び第2の光に対する吸光度を、カフ圧に伴う血管
の状態変化に基づく動脈及び静脈に分離して算出するこ
とにより、動脈・静脈系の血液酸素飽和度を求めると共
に、脈波成分信号の振幅変化及び圧力信号から血圧値を
求める。
び圧力検出手段(15)の圧力信号を入力して所定の演
算を行う演算手段(28)を設け、その演算によって、
吸光度信号及び吸光度変化分信号から、波長を異にする
第1及び第2の光に対する吸光度を、カフ圧に伴う血管
の状態変化に基づく動脈及び静脈に分離して算出するこ
とにより、動脈・静脈系の血液酸素飽和度を求めると共
に、脈波成分信号の振幅変化及び圧力信号から血圧値を
求める。
以下に、本発明をその実施例につき詳細に説明する。
先ず、第3図に示すように、検出のタイミングを、少な
(共、以下の3つの状態に設定する。
(共、以下の3つの状態に設定する。
状態(1)は(動脈血)+(静脈血)
+(組織)+(散乱層)
状態(II)は(動脈血)+ (l織)+(散乱層)
状Li、(III)は(組織)+(散乱層)尚、4つの
状態も可能で、その場合には、後述する状態(1′)が
追加される。
状態も可能で、その場合には、後述する状態(1′)が
追加される。
入射光量を■今、透過光量を16とし、被測定系全体の
吸光量を2つの光の波長λ4、λ2に対し、夫々ODλ
工、oDλ2とすると、各状態における吸光量は以下の
ように成る。
吸光量を2つの光の波長λ4、λ2に対し、夫々ODλ
工、oDλ2とすると、各状態における吸光量は以下の
ように成る。
状態(I)(カフ圧が0又は低圧で、動脈及び静脈に直
置の変化がない領域) ODj’=fog (Ij’/Ijす =(ε晶C日ゎ+ε剋。0口ゎ。)da+=(εtag
CL+εは。co:bo)da+する領域) OD)1= f!、og (I ?3”/ I )1)
=(ε酷Cム+ε晶。CL。)da+ =(ε?dACfi、+ε鍼。CL)da+す、動脈血
流だけに成った領域) oD)工= l og (I %”/ I iり全に血
流が止っている領域) (a) −(C)及び(b) −(d)の式の演算(但
し、Bjlz B:)1、B+2七B+!2)から、状
態(I)及び状態(■′)の吸光度の差ΔA W、ΔA
悸は、静脈血に対する吸光度が残り、 と成り、更に ΔA惺=fog(1%”/ I )’) −4og(I
j1/ I )”)(lGtλ/l仝1)
・・・・(3)(但し、i、og T +’ −l
og r 令”はもの関数である)ΔA+7=fOg(
Io2/I+2) fog(1)2/I)2)と成る
。(e) −(g)及びげ)−(5)の式の演算から、
状態(II)、(III)の吸光度の差を求めると、Δ
A)i=OD)’−OD31−4og(Ij1/ 12
1)−4og(Ij’71%1)ΔA2(=OD220
D’j2=j!og(Ih2/ 122) ffio
g(1,2/ 132)と成る。従って、静脈系及び動
脈系の酸素飽和度を夫々O3v、O3a とすると、こ
れらは上述の(ト)、(1)式から、次式のように表わ
される〔(9)式参照〕。
置の変化がない領域) ODj’=fog (Ij’/Ijす =(ε晶C日ゎ+ε剋。0口ゎ。)da+=(εtag
CL+εは。co:bo)da+する領域) OD)1= f!、og (I ?3”/ I )1)
=(ε酷Cム+ε晶。CL。)da+ =(ε?dACfi、+ε鍼。CL)da+す、動脈血
流だけに成った領域) oD)工= l og (I %”/ I iり全に血
流が止っている領域) (a) −(C)及び(b) −(d)の式の演算(但
し、Bjlz B:)1、B+2七B+!2)から、状
態(I)及び状態(■′)の吸光度の差ΔA W、ΔA
悸は、静脈血に対する吸光度が残り、 と成り、更に ΔA惺=fog(1%”/ I )’) −4og(I
j1/ I )”)(lGtλ/l仝1)
・・・・(3)(但し、i、og T +’ −l
og r 令”はもの関数である)ΔA+7=fOg(
Io2/I+2) fog(1)2/I)2)と成る
。(e) −(g)及びげ)−(5)の式の演算から、
状態(II)、(III)の吸光度の差を求めると、Δ
A)i=OD)’−OD31−4og(Ij1/ 12
1)−4og(Ij’71%1)ΔA2(=OD220
D’j2=j!og(Ih2/ 122) ffio
g(1,2/ 132)と成る。従って、静脈系及び動
脈系の酸素飽和度を夫々O3v、O3a とすると、こ
れらは上述の(ト)、(1)式から、次式のように表わ
される〔(9)式参照〕。
尚、(0)、(p)式において、A、Bは夫々、である
。
。
又、動脈系の酸素飽和度〔(0)式〕から静脈系の酸素
飽和度〔(p)式〕を減算することにより、酸素消費量 が求められる。
飽和度〔(p)式〕を減算することにより、酸素消費量 が求められる。
以下に、第1図を参照して、本発明による血液酸素飽和
度・血圧同時測定装置の一実施例を説明する。
度・血圧同時測定装置の一実施例を説明する。
(7)は複合検出器を示し、以下にこの検出器(7)の
構成について説明する。(1) 、(2)は、互いに異
なる波長λr (=750nm) 、λg (= 80
9na+)を有するレーザダイオード、(6)はフォト
センサで、これら間に人間の手の指(8)が介在せしめ
られるように成されている。指(8)は、光透過性の弾
性薄膜(4)及び圧迫用カフ(5)の間に挟まれるよう
にされる。レーザダイオード(1) 、(2)からのレ
ーザビームは、T字型のオプティカルファイバ(3)の
横棒の両端に入射せしめられると共に、その縦棒の端部
から出射し、弾性薄膜(3)を通じて、指(8)に入射
せしめられ、その出射光がフォトセンサ(6)に入射せ
しめられる。又、圧迫用カフ(5)の表面にフォトセン
サ(6)が取り付けられている。
構成について説明する。(1) 、(2)は、互いに異
なる波長λr (=750nm) 、λg (= 80
9na+)を有するレーザダイオード、(6)はフォト
センサで、これら間に人間の手の指(8)が介在せしめ
られるように成されている。指(8)は、光透過性の弾
性薄膜(4)及び圧迫用カフ(5)の間に挟まれるよう
にされる。レーザダイオード(1) 、(2)からのレ
ーザビームは、T字型のオプティカルファイバ(3)の
横棒の両端に入射せしめられると共に、その縦棒の端部
から出射し、弾性薄膜(3)を通じて、指(8)に入射
せしめられ、その出射光がフォトセンサ(6)に入射せ
しめられる。又、圧迫用カフ(5)の表面にフォトセン
サ(6)が取り付けられている。
(9)はパルス発生回路で、これよりのパルスがレーザ
ドライバ(10)に供給されて、ここでデユーティファ
クタが50%で、互いに逆相の駆動パルスP(λI)、
P(λ2)が形成せしめられ、これら駆動パルスP(λ
+)、p(λ2)が、レーザダイオード(1) 、(2
)に供給されることによって、互いに交互に発光するよ
うになされている。
ドライバ(10)に供給されて、ここでデユーティファ
クタが50%で、互いに逆相の駆動パルスP(λI)、
P(λ2)が形成せしめられ、これら駆動パルスP(λ
+)、p(λ2)が、レーザダイオード(1) 、(2
)に供給されることによって、互いに交互に発光するよ
うになされている。
(11)はエアポンプで、これよりの空気がカフ圧コン
トローラ(12)及びパイプを通じて、圧迫用カフ(5
)に供給されるように成されている。
トローラ(12)及びパイプを通じて、圧迫用カフ(5
)に供給されるように成されている。
フォトセンサ(6)からの光検出信号は、アンプ(13
)によって増幅された後、サンプリング/ホールド回路
(S/H) (14)に供給されて、パルス発生回路(
9)からの、上述の駆動パルスP(λ、)、P(λ2)
に夫々同期し、デユーティファクタが共に50%より小
さい(等しい)2個のパルスかによってサンプリングさ
れると共にホールドされて、レーザダイオード(1)
、(2)の波長λ1、λ2に対応した透過光量■λ1、
Iλ2の信号が出力される。
)によって増幅された後、サンプリング/ホールド回路
(S/H) (14)に供給されて、パルス発生回路(
9)からの、上述の駆動パルスP(λ、)、P(λ2)
に夫々同期し、デユーティファクタが共に50%より小
さい(等しい)2個のパルスかによってサンプリングさ
れると共にホールドされて、レーザダイオード(1)
、(2)の波長λ1、λ2に対応した透過光量■λ1、
Iλ2の信号が出力される。
これら透過光量I入1、Iλ2の信号は、夫々対数回路
(17)、(18)、ローパスフィルタ(19)、(2
0)及びバイパスフィルタ(21)、(22)に供給さ
れる。そして、対数回路(17)、(18)の各出力が
、夫々バイパスフィルタ(23)、(24)に供給され
、ローパスフィルタ(19)、(20)の各出力が、夫
々対数回路(25)、(26)に供給される。
(17)、(18)、ローパスフィルタ(19)、(2
0)及びバイパスフィルタ(21)、(22)に供給さ
れる。そして、対数回路(17)、(18)の各出力が
、夫々バイパスフィルタ(23)、(24)に供給され
、ローパスフィルタ(19)、(20)の各出力が、夫
々対数回路(25)、(26)に供給される。
かくして、バイパスフィルタ(23)、(24)から、
夫々吸光度変化分信号(吸光度の差の信号)ΔAλ1、
ΔAλ2の信号が、対数回路(25)、(26)から、
夫々吸光度A入1 (=ODλ1)、Aλ2 (=OD
λ2)の信号が、バイパスフィルタ (21)、(22
)カラ、夫々透過光量Iλ1、■λ2の信号に重畳した
脈波成分信号(容積脈波に比例する)Δ■λ1、ΔIλ
2が出力され、これら出力が、A/D変換回路(27)
に供給されてデジタル信号に変換された後、マイクロコ
ンピュータ(28)に供給されて演算される。
夫々吸光度変化分信号(吸光度の差の信号)ΔAλ1、
ΔAλ2の信号が、対数回路(25)、(26)から、
夫々吸光度A入1 (=ODλ1)、Aλ2 (=OD
λ2)の信号が、バイパスフィルタ (21)、(22
)カラ、夫々透過光量Iλ1、■λ2の信号に重畳した
脈波成分信号(容積脈波に比例する)Δ■λ1、ΔIλ
2が出力され、これら出力が、A/D変換回路(27)
に供給されてデジタル信号に変換された後、マイクロコ
ンピュータ(28)に供給されて演算される。
又、圧迫用カフ(5)内の空気の圧力は、パイプを通じ
て圧迫用カフ(5)と連通ずる圧力センサ(15)によ
って検出され、その圧力Pcの信号も、A/D変換回路
(27)に供給されてデジタル化されて、マイクロコン
ピュータ(28)に供給されて上述の各デジタル信号と
共に演算される。
て圧迫用カフ(5)と連通ずる圧力センサ(15)によ
って検出され、その圧力Pcの信号も、A/D変換回路
(27)に供給されてデジタル化されて、マイクロコン
ピュータ(28)に供給されて上述の各デジタル信号と
共に演算される。
尚、上述の各データは、マイクロコンピュータ(28)
内のRAM又は外部メモリ(いずれも図示せず)に記憶
させておく。
内のRAM又は外部メモリ(いずれも図示せず)に記憶
させておく。
又、第1回の実施例において、透過光量I人工、Iλ2
の信号をデジタル信号に変換してから、これらデジタル
信号をデジタル演算回路又はマイクロコンピュータ(2
8)によって演算して、吸光度ΔAλ1、ΔAλ2の信
号、吸光度Aλ1、Aλ2の信号及び脈波成分Δ1 k
x、ΔIλ2を算出するようにしても良い。
の信号をデジタル信号に変換してから、これらデジタル
信号をデジタル演算回路又はマイクロコンピュータ(2
8)によって演算して、吸光度ΔAλ1、ΔAλ2の信
号、吸光度Aλ1、Aλ2の信号及び脈波成分Δ1 k
x、ΔIλ2を算出するようにしても良い。
次に、第2図を参照して、マイクロコンピユー(28)
おける上述の各デジタル信号の演算について、第2図の
フローチャートを参照すると共に、第4図をも用いて説
明する。第4図に、カフ圧PをOn+mHgから徐々の
増加させ、180mmHgに達したら、今度は、Omm
Hgまで徐々に減少させたときの、そのカフ圧P並びに
吸光度Aλ1、Aλ2及び脈波成分Δ■λ2(ΔIλ1
も可)の各波形を示す。
おける上述の各デジタル信号の演算について、第2図の
フローチャートを参照すると共に、第4図をも用いて説
明する。第4図に、カフ圧PをOn+mHgから徐々の
増加させ、180mmHgに達したら、今度は、Omm
Hgまで徐々に減少させたときの、そのカフ圧P並びに
吸光度Aλ1、Aλ2及び脈波成分Δ■λ2(ΔIλ1
も可)の各波形を示す。
第4図において、カフ圧PがOmmHgのときは、吸光
度Aλ1、Aλ2は夫々異なる一定値を保っており、脈
波成分Δ■λ2は一定の振幅E1を以て振動しているが
、カフ圧Pが上昇を始めると、それに応じて吸光度Aλ
1、Aλ2の値及び脈波成分Δli2の振幅は上昇する
。そして、カフ圧Pが猶も上昇すると、吸光度Aλ1、
Aλ2の値及び脈波成分Δ■λ2の振幅も上昇する。こ
の様なカフ加圧過程において、カフ圧が低圧の時は、静
脈及び動脈から第3図の如く状態(I)〔及び状態(1
’) )の吸光量を求める演算を行い、更に、カフ圧を
上昇させると静脈血流がOと成り、動脈血流のみとなっ
た状態、即ち状態(n)の吸光量を求める演算〔前記式
(a)〜(f)〕を行う。そして、カフ圧Pが更に上昇
して、例えば最大設定カフ圧180■Hgに達すると、
動脈の血流もなくなり、吸光度A屓、Aλ2の値は一定
と成り〔第3図の状態(■)〕、脈波成分Δ■λ2の振
幅は略0に成る。この状態(I[[)の吸光量も演算に
より求める。
度Aλ1、Aλ2は夫々異なる一定値を保っており、脈
波成分Δ■λ2は一定の振幅E1を以て振動しているが
、カフ圧Pが上昇を始めると、それに応じて吸光度Aλ
1、Aλ2の値及び脈波成分Δli2の振幅は上昇する
。そして、カフ圧Pが猶も上昇すると、吸光度Aλ1、
Aλ2の値及び脈波成分Δ■λ2の振幅も上昇する。こ
の様なカフ加圧過程において、カフ圧が低圧の時は、静
脈及び動脈から第3図の如く状態(I)〔及び状態(1
’) )の吸光量を求める演算を行い、更に、カフ圧を
上昇させると静脈血流がOと成り、動脈血流のみとなっ
た状態、即ち状態(n)の吸光量を求める演算〔前記式
(a)〜(f)〕を行う。そして、カフ圧Pが更に上昇
して、例えば最大設定カフ圧180■Hgに達すると、
動脈の血流もなくなり、吸光度A屓、Aλ2の値は一定
と成り〔第3図の状態(■)〕、脈波成分Δ■λ2の振
幅は略0に成る。この状態(I[[)の吸光量も演算に
より求める。
そして、今度はカフ圧Pを180mmHgからOIll
IHgを日差して、上昇時と対称的に下降させると、吸
光度、6.kl、Aλ2の値及び脈波成分ΔIλ2の振
幅も、カフ圧Pの上昇時と略対称に変化する。
IHgを日差して、上昇時と対称的に下降させると、吸
光度、6.kl、Aλ2の値及び脈波成分ΔIλ2の振
幅も、カフ圧Pの上昇時と略対称に変化する。
従って、以下の説明では、カフ圧Pの上昇時のそのカフ
圧P、吸光度Aλ1、Aλ2及び脈波成分ΔIλ2につ
いて説明し、カフ圧Pの下降時のカフ圧P、吸光度Aλ
1、Aλ2及び脈波成分ΔIλ2については括弧書で示
す。
圧P、吸光度Aλ1、Aλ2及び脈波成分ΔIλ2につ
いて説明し、カフ圧Pの下降時のカフ圧P、吸光度Aλ
1、Aλ2及び脈波成分ΔIλ2については括弧書で示
す。
吸光度Aλ1、Aλ2のいずれか一方又は両方の微係数
が、0から正の値(負の値がら0)に変化したとき、即
ち、状態(I)が検出されたとき(ステップ5T−1)
、吸光度Aλ1、Aλ2の各値A)1、A仝2を得る(
例えば、検出する、以下、同じ)(ステップ5T−2)
。
が、0から正の値(負の値がら0)に変化したとき、即
ち、状態(I)が検出されたとき(ステップ5T−1)
、吸光度Aλ1、Aλ2の各値A)1、A仝2を得る(
例えば、検出する、以下、同じ)(ステップ5T−2)
。
脈波成分ΔIλ2の振幅が、一定値E、がらElより大
きいE、(E2からE、)に変化したとき、即ち、状態
(I′)が検出されたとき(ステップ5T−3)、吸光
量A入1 (=ODλ1)、Aλ2(=ODλ2)の各
値Aさ1、A+2を得る(ステップ5T−4)。
きいE、(E2からE、)に変化したとき、即ち、状態
(I′)が検出されたとき(ステップ5T−3)、吸光
量A入1 (=ODλ1)、Aλ2(=ODλ2)の各
値Aさ1、A+2を得る(ステップ5T−4)。
脈波成分ΔIk2の振幅が、E2より大きいEff〔≦
最大値Emax ) (Ex )に変化したとき、即
ち、状態(n)が検出されたとき(ステップ5T−5)
、吸光度Aλ1、Aλ2の各値A舎1、A舎2を得る(
ステップ5T−6)。
最大値Emax ) (Ex )に変化したとき、即
ち、状態(n)が検出されたとき(ステップ5T−5)
、吸光度Aλ1、Aλ2の各値A舎1、A舎2を得る(
ステップ5T−6)。
脈波成分Δ■λ2の振幅が、E、(=O又はζ0〕(E
4)に成ったとき1、即ち、状態(1)が検出されたと
き(ステップ5T−7)、吸光度Aλ1、Aλ2の各値
A’i、A全2を得る(ステップ5T−8)。
4)に成ったとき1、即ち、状態(1)が検出されたと
き(ステップ5T−7)、吸光度Aλ1、Aλ2の各値
A’i、A全2を得る(ステップ5T−8)。
A全1、A全2、Aさ1、Aさ2を用いて、式(0)に
Y屓=A全i−Aさ1、Yλ2 = A全2A仝2を代
入して演算(第1の演算)を行って、静脈の酸素飽和度
O3vを算出する(ステップ5T−9)。
Y屓=A全i−Aさ1、Yλ2 = A全2A仝2を代
入して演算(第1の演算)を行って、静脈の酸素飽和度
O3vを算出する(ステップ5T−9)。
A全1、A全2、A)1、A )2を用いて、式(p)
にY入1 = A全1−A)t、Y入2 = A全2
.4.)2を代入して演算(第2の演算)を行って、静
脈の酸素飽和度O3vを算出する(ステップ5T−10
)。
にY入1 = A全1−A)t、Y入2 = A全2
.4.)2を代入して演算(第2の演算)を行って、静
脈の酸素飽和度O3vを算出する(ステップ5T−10
)。
脈波成分Δ■に2の振幅が、ElからEx(D)に(E
zからElに)に変化(第1の変化)をしたことが検
出されたとき(ステップ5T−11)、カフ圧Pcの値
、即ち、最小血圧Pm1nを得る(例えば、検出する、
以下、同じ)(ステップ5T−12)(第2図及び第5
図参照)。
zからElに)に変化(第1の変化)をしたことが検
出されたとき(ステップ5T−11)、カフ圧Pcの値
、即ち、最小血圧Pm1nを得る(例えば、検出する、
以下、同じ)(ステップ5T−12)(第2図及び第5
図参照)。
脈波成分ΔlX2の振幅が最大(M)に成ったことが検
出されたとき(ステップ5T−13)、カフ圧PcO値
、即ち、平均血圧Pmvを得る(例えば、検出する、以
下、同じ)(ステップ5T−14)(第2図及び第5図
参照)。
出されたとき(ステップ5T−13)、カフ圧PcO値
、即ち、平均血圧Pmvを得る(例えば、検出する、以
下、同じ)(ステップ5T−14)(第2図及び第5図
参照)。
脈波成分ΔIλ2の振幅が、E2から、El、E2より
小さいく、E3より大きいE4に(E4からE2に)変
化(第2の変化)をしたとき(ステップ5T−15)、
カフ圧Pcの値、即ち、最大血圧Pmaにを得る(ステ
ップ5T−16)(第2図及び第5図参照)。
小さいく、E3より大きいE4に(E4からE2に)変
化(第2の変化)をしたとき(ステップ5T−15)、
カフ圧Pcの値、即ち、最大血圧Pmaにを得る(ステ
ップ5T−16)(第2図及び第5図参照)。
上述により得られた血液飽和度及び血圧の各値は、CR
Tの表示部に表示され、又は記録装置の記録媒体(磁気
テープ、線テープ等)に記録される。
Tの表示部に表示され、又は記録装置の記録媒体(磁気
テープ、線テープ等)に記録される。
尚、かかる血圧測定方法は、オシロメトリック方法によ
るもので、その詳細は医科器械学 第53巻 第11号
別冊(昭和58年11月1日発行)に開示されている。
るもので、その詳細は医科器械学 第53巻 第11号
別冊(昭和58年11月1日発行)に開示されている。
上述せる本発明によれば、単一の複合検出器を患者の身
体(被検体)に取付けるだけで、その患者の動脈及び静
脈血の酸素飽和度並びに血圧を同時に測定することがで
きると共に、測定の準備及び操作が簡単で、そのための
時間が少なくて済み、且つ、患者の負担が軽減される測
定装置を得ることができる。
体(被検体)に取付けるだけで、その患者の動脈及び静
脈血の酸素飽和度並びに血圧を同時に測定することがで
きると共に、測定の準備及び操作が簡単で、そのための
時間が少なくて済み、且つ、患者の負担が軽減される測
定装置を得ることができる。
図面の簡単な説明
第1図は本発明の実施例を示すブロック線図、第2図は
実施例のマイクロコンピュータによる信号処理の一例を
示すフローチャート、第3図は実施例の説明に供する説
明図、第4図はカフ圧に対する吸光度及び脈波成分の測
定例を示す曲線図、第5図は脈波成分及び血圧の関係を
示す曲線図、第6図は酸素ヘモグロビン及び還元ヘモグ
ロビンの吸収特性を示す特性曲線図、第7図は従来例の
血液酸素濃度測定の説明に供する説明図である。
実施例のマイクロコンピュータによる信号処理の一例を
示すフローチャート、第3図は実施例の説明に供する説
明図、第4図はカフ圧に対する吸光度及び脈波成分の測
定例を示す曲線図、第5図は脈波成分及び血圧の関係を
示す曲線図、第6図は酸素ヘモグロビン及び還元ヘモグ
ロビンの吸収特性を示す特性曲線図、第7図は従来例の
血液酸素濃度測定の説明に供する説明図である。
(1) 、(2)はレーザダイオード、(5)は圧迫用
カフ、(6)はフォトセンサ、(7)は複合検出器、(
8)は指、(9)はパルス発生回路゛、(10)はレー
ザドライバ、(11)はエアポンプ、(12)はカフ圧
コントローラ、(17)、(18)、(25)、(26
)は対数回路、(19)、(20)はローパスフィルタ
、(21)、(22)、(23)、(24)はバイパス
フィルタ、(27)はA/D変換回路、(28)はマイ
クロコンピュータである。
カフ、(6)はフォトセンサ、(7)は複合検出器、(
8)は指、(9)はパルス発生回路゛、(10)はレー
ザドライバ、(11)はエアポンプ、(12)はカフ圧
コントローラ、(17)、(18)、(25)、(26
)は対数回路、(19)、(20)はローパスフィルタ
、(21)、(22)、(23)、(24)はバイパス
フィルタ、(27)はA/D変換回路、(28)はマイ
クロコンピュータである。
Claims (1)
- 【特許請求の範囲】 互いに波長を異にする第1及び第2の光を発生する光源
と、該光源からの上記第1及び第2の光の被検体を透過
した第1及び第2の透過光の光量を検出する光検出器と
、上記被検体にカフ圧を加える加圧手段とを備える複合
検出器と、 上記光検出器により検出された上記第1及び第2の透過
光量信号から、夫々 (a)脈波成分信号を分離する手段、 (b)吸光度信号を得る手段及び (c)吸光度変化分信号を得る手段と、 上記カフの圧力を検出する圧力検出手段と、上記脈波成
分信号、吸光度信号、吸光度変化分信号及び上記圧力検
出手段の圧力信号を入力して所定の演算を行う演算手段
とを備え、 該演算手段の演算によって、上記吸光度信号及び吸光度
変化分信号から、上記波長を異にする第1及び第2の光
に対する吸光度を、上記カフ圧に伴う血管の状態変化に
基づく動脈及び静脈に分離して算出することにより、動
脈・静脈系の血液酸素飽和度を求めると共に、 上記脈波成分信号の振幅変化及び上記圧力信号から血圧
値を求めることを特徴とする血液酸素飽和度・血圧同時
測定装置。
Priority Applications (1)
Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
---|---|---|---|
JP1125515A JPH02305555A (ja) | 1989-05-18 | 1989-05-18 | 血液酸素飽和度・血圧同時測定装置 |
Applications Claiming Priority (1)
Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
---|---|---|---|
JP1125515A JPH02305555A (ja) | 1989-05-18 | 1989-05-18 | 血液酸素飽和度・血圧同時測定装置 |
Publications (2)
Publication Number | Publication Date |
---|---|
JPH02305555A true JPH02305555A (ja) | 1990-12-19 |
JPH0460650B2 JPH0460650B2 (ja) | 1992-09-28 |
Family
ID=14912055
Family Applications (1)
Application Number | Title | Priority Date | Filing Date |
---|---|---|---|
JP1125515A Granted JPH02305555A (ja) | 1989-05-18 | 1989-05-18 | 血液酸素飽和度・血圧同時測定装置 |
Country Status (1)
Country | Link |
---|---|
JP (1) | JPH02305555A (ja) |
Cited By (5)
Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
---|---|---|---|---|
JP2003175105A (ja) * | 2001-12-11 | 2003-06-24 | K & S:Kk | 麻酔深度測定装置 |
AT504569B1 (de) * | 2006-12-11 | 2009-02-15 | Cnsystems Medizintechnik Gmbh | Vorrichtung zur signalverarbeitung und vorrichtung für die kontinuierliche, nicht-invasive messung des arteriellen blutdruckes |
JP2009506871A (ja) * | 2005-09-06 | 2009-02-19 | オプティカル センサーズ インコーポレイテッド | 皮膚灌流圧の自動測定のためのシステム |
JP2014147473A (ja) * | 2013-01-31 | 2014-08-21 | Nippon Koden Corp | 生体信号測定システム、生体信号測定装置、および生体信号測定装置の制御プログラム |
JP2021029543A (ja) * | 2019-08-22 | 2021-03-01 | 学校法人帝京大学 | 生体情報計測方法 |
Citations (2)
Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
---|---|---|---|---|
JPS63156604U (ja) * | 1987-03-31 | 1988-10-14 | ||
JPS6488340A (en) * | 1987-09-30 | 1989-04-03 | Shimadzu Corp | Method for measuring hemoglobin |
-
1989
- 1989-05-18 JP JP1125515A patent/JPH02305555A/ja active Granted
Patent Citations (2)
Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
---|---|---|---|---|
JPS63156604U (ja) * | 1987-03-31 | 1988-10-14 | ||
JPS6488340A (en) * | 1987-09-30 | 1989-04-03 | Shimadzu Corp | Method for measuring hemoglobin |
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JP2003175105A (ja) * | 2001-12-11 | 2003-06-24 | K & S:Kk | 麻酔深度測定装置 |
JP2009506871A (ja) * | 2005-09-06 | 2009-02-19 | オプティカル センサーズ インコーポレイテッド | 皮膚灌流圧の自動測定のためのシステム |
AT504569B1 (de) * | 2006-12-11 | 2009-02-15 | Cnsystems Medizintechnik Gmbh | Vorrichtung zur signalverarbeitung und vorrichtung für die kontinuierliche, nicht-invasive messung des arteriellen blutdruckes |
JP2014147473A (ja) * | 2013-01-31 | 2014-08-21 | Nippon Koden Corp | 生体信号測定システム、生体信号測定装置、および生体信号測定装置の制御プログラム |
US10117611B2 (en) | 2013-01-31 | 2018-11-06 | Nihon Kohden Corporation | Biological signal measuring system and biological signal measuring apparatus |
JP2021029543A (ja) * | 2019-08-22 | 2021-03-01 | 学校法人帝京大学 | 生体情報計測方法 |
Also Published As
Publication number | Publication date |
---|---|
JPH0460650B2 (ja) | 1992-09-28 |
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