JPH0256B2 - - Google Patents

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JPH0256B2
JPH0256B2 JP55008070A JP807080A JPH0256B2 JP H0256 B2 JPH0256 B2 JP H0256B2 JP 55008070 A JP55008070 A JP 55008070A JP 807080 A JP807080 A JP 807080A JP H0256 B2 JPH0256 B2 JP H0256B2
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    • G01N21/17—Systems in which incident light is modified in accordance with the properties of the material investigated
    • G01N21/25—Colour; Spectral properties, i.e. comparison of effect of material on the light at two or more different wavelengths or wavelength bands
    • G01N21/31—Investigating relative effect of material at wavelengths characteristic of specific elements or molecules, e.g. atomic absorption spectrometry
    • G01N21/314—Investigating relative effect of material at wavelengths characteristic of specific elements or molecules, e.g. atomic absorption spectrometry with comparison of measurements at specific and non-specific wavelengths
    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
    • A61B5/00—Measuring for diagnostic purposes; Identification of persons
    • A61B5/145—Measuring characteristics of blood in vivo, e.g. gas concentration, pH value; Measuring characteristics of body fluids or tissues, e.g. interstitial fluid, cerebral tissue
    • A61B5/1455—Measuring characteristics of blood in vivo, e.g. gas concentration, pH value; Measuring characteristics of body fluids or tissues, e.g. interstitial fluid, cerebral tissue using optical sensors, e.g. spectral photometrical oximeters
    • A61B5/1459—Measuring characteristics of blood in vivo, e.g. gas concentration, pH value; Measuring characteristics of body fluids or tissues, e.g. interstitial fluid, cerebral tissue using optical sensors, e.g. spectral photometrical oximeters invasive, e.g. introduced into the body by a catheter

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Description

【発明の詳細な説明】 産業上の利用分野 本発明は、生体における血中のオキシヘモグロ
ビンおよびデオキシヘモグロビンの吸光によつて
血中の酸素飽和度を求める光学的分析装置に関す
る。
従来の技術 上記光学的分析装置は、一搬にはオキシメータ
として知られている。従来のオキシメータはオキ
シヘモグロビンとデオキシヘモグロビンとの分光
吸収度曲線が異つていることを利用し、２つ以上
の基準波長での吸光度を測定してそれらの吸光度
の値から酸素飽和度を算出するものである。
発明が解決しようとする課題 しかしながら従来実用化されているオキシメー
タはいずれも生体を透過した光を拾うことによつ
て測定を行う透過式のものである。これは生体か
ら反射した光を拾う反射式の場合、生体表面等か
らの直接反射光や非血液層からの散乱反射光など
の相加的な防害成分（白色成分）の影響を免れ得
ず、良好な信号を得ることができないためであ
る。従つて測定部位も透過光が得られる耳たぶや
指先などに限られており、任意の部位の局所的測
定に供することができない。
従つて、本発明の目的は、相加的あるいは相乗
的な白色防害成分の如何に影響されずに正確な測
定を行い、生体における血中の酸素飽和度を求め
ることができる光学的分析装置を新規に提案し、
反射式の測定を可能にして任意の部位の局所的測
定に供する等、測定の可能性を広げることにあ
る。
課題を解決するための手段 本発明の原理は、生体中に含まれるオキシヘモ
グロビンとデオキシヘモグロビンの全体としての
分光吸光度曲線の形状はそのオキシヘモグロビン
とデオキシヘモグロビンの間の構成比率に依存し
て異なり、ある基準波長の光に対する吸光度と等
しい吸光度となる波長は上記オキシヘモグロビン
とデオキシヘモグロビンの間の構成比率に対応し
て異つており、その対応関係は既知であること、
及び、上記基準波長の光に対する吸光度及びこれ
と等しい吸光度となる波長の関係は相加的あるい
は相乗的な白色防害成分の有無や程度にかかわら
ず変らないことに着目したものである。
そこで、本発明の光学的分析装置は、生体に所
定波長範囲の照射光を照射する光源と、生体にお
ける血液中のオキシヘモグロビンおよびデオキシ
ヘモグロビンによつて吸収され生体を透過あるい
は生体から反射した上記光源の光を受光し、上記
所定波長範囲内の基準波長の光に対する上記血液
による吸光度に依存した基準光信号、および上記
所定範囲内の各波長の光に対する上記血液による
吸光度に依存した測定光信号を出力する信号出力
回路と、上記測定光信号および上記基準光信号に
基づいて基準波長の光に対する上記吸光度と略等
しい吸光度を示す測定光信号を特定し、その測定
光信号に対応する波長を検出する検出手段と、上
記検出手段で検出された波長よりその波長に対応
する酸素飽和度を求める手段とを備えたことを特
徴とする。
第１，２図はそれぞれの光学系の側面図及び上
面図である。ランプ１から出た光束は凹面鏡２及
びコリメータ３で集光され、モータＭで駆動され
るチヨツパ４で断続光となつて端面５ａから送光
フアイバ５に入射する。チヨツパの断続のタイミ
ングは発光ダイオード４ａとフオトトランジスタ
４ｂの対によつて検出される。送光フアイバ５に
入射した光はプローブをなすフアイバーの他端の
周辺部６から射出し、生体組織中を散乱・通過し
た后その一部が上記フアイバーの他端の中心部７
に入射する。中心部７に入射した光は受光用フア
イバ８を通つてその端面８ａから射出する。射出
した光はコリメータ９により平行光束となり、ダ
イクロイツクミラー１０によつてその一部は光軸
から若干はなれた角度で反射されるが残りはそれ
を透過し、回転テーブル１１にその円周に沿うよ
うに取り付けられた数枚のバンドパスフイルター
１１ａ〜１１ｆのうち１枚にある角度をもつて透
過した後コリメータ１２によつて収束してフオト
セル１３に入射する。回転テーブル１１はプーリ
ー１６と１８及びベルト１７を介してモーター２
０により駆動される。回転テーブルの回転角度は
エンコーダ１９によつて検出される。バンドパス
フイルター１１ａ〜１１ｆは、回転テーブルの回
転によつてその入射角度を変え、それによつて透
過波長を変える。１枚のフイルタが変えうる実用
的透過波長の移動は限定さているので希望する波
長域を連続的に走査するためには、適当に選ばれ
た適当な枚数のフイルタを適当に回転テーブル１
１上に配置しておく。一方ダイクロイツクミラー
１０によつて反射された光束は再びコリメータ９
によつて収束して射出端８ａの近傍の基準光用フ
オトセル１５に基準光用バンドパスフイルタ１４
を経て入射する。又、測定に先だつて、光源、フ
オトセルの分光感度を含んだ装置全体としての各
走査波長での出力を較正するために基準白色反射
板２１が用意されている。
上記光学系により、生体組織中を散乱、通過し
てきた光のちの基準波長のものの強度をフオトセ
ル１５で検出するとともに、他の波長域における
強度がフオトセル１３によつて連続的に走査され
る。また、フオトセル１５が検出している光の波
長の情報はエンコーダ１９より得ることできる。
第３図は上記光学系により得られる信号を処理
する回路のうちのアナログ処理系を、図示したも
のである。また第４図はその動作を示すタイミン
グチヤートである。波長λの光を受けたフオトセ
ル１３によつて発生した電流はＩ−Ｖ変換器２６
ａによつて電圧となる（信号Ａ）。チヨパー４の
同期信号４ｃに同期した信号２２ａによつてオ
ン・オフされる積分器２２は上記信号Ａを一定時
間積分して信号Ｂを得る。（各信号については第
４図も参照のこと）信号Ｂにおいて、チヨツパー
４が開いている時間内に積分された部分B1はシ
グナルとノイズを含み、一方チヨツパー４が閉じ
ている時間内に積分された部分B2はノイズのみ
を含んでいる。そこでサンプルホールド回路２３
はサンプル信号２３ａによつて信号B1の部分を
遂次サンプルホールドし、一方サンプルホールド
回路２４はサンプル信号２４ａによつて信号B2
の部分を遂次サンプルホールドする。つまり２３
の出力Ｃはシグナルとノイズを含み２４の出力Ｄ
はノイズのみを含んでいる。従つて次段の引算回
路２５によつて信号ＣからＤを引いてシグナルの
み（Ｅ信号）とする。
同様に波長λ0の基準光を受けたフオトセル１５
によつて発生した電流も、IV変換器２６ｂ、積
分器２７、サンプルホールド回路２８，２９、引
算器３０によつて同じ処理を受け、シグナルＪを
得る。
シグナルＥとＪはマルチプレクサ３１によつて
交互にAGCアンプ３３に入力される。このAGC
アンプ３３のゲインのコントロールは次のように
して行われる。すなわちAGCアンプ３３の出力
Ｋのうち基準光成分（Ｊ成分）のみをサンプルす
るサンプルホールド回路３４を設け、この３４の
出力と定電圧Vcとの差電圧を差動アンプ３５で
増巾する。そして３５の出力電圧によつてドライ
ブされてその抵抗値を変えるフオトFET３２の
出力がAGCアンプ３３の入力に戻される。この
３４，３５，３２よりなるクローズドループによ
つて出力Ｋの基準光成分（Ｊ成分）を定電圧Vc
に近ずけるようにそのゲインがコントロールされ
ている。
以上のようにして、出力Ｋにはマルチプレクサ
３１による時分割に応じ交互に基準光成分（Ｊ成
分）と走査波長光成分（Ｅ成分）の光の強度を表
わす信号が出力され。
第５図は信号処理回路のうちのデイジタル処理
系のブロツク図でマイクロコンピユータよりな
る。３６はADコンバータで、マルチプレクサ３
１とともにCPU３８によつてコントロールされ
ており、アナログ信号ＫのうちのＪ成分とＥ成分
とをそれぞれデイジタル信号Dλ0とDλに変換す
る。第５図に示されたマイクロコンピユータは、
上記デイジタル信号Dλ0，Dλとと走査波長を示
すエンコーダ１９のデイジタル出力とを入力デー
タとして取扱う。４０はROMでエンコーダ１９
の出力と走査波長番号ｋ（ｋ＝１〜ｎ；ただしｎ
は波長数）との対応表、及び走査波長番号ｋと酸
素飽和度との対応表とをあらかじめ記憶してい
る。また３９はRAM、３７，４１は入出力ポー
ト、４２はマイクロコンピユータの出力を表示す
るデイスプレイである。
次に上記実施例全体としての動作及び測定手順
について説明すると以下のとおりとなる。
(i) まず、プローブを基準白色反射板２１にあて
る。
(ii) CPU３８は回転テーブル１１の回転をエン
コーダ１９の出力によつて読みとり、ROM４
０内のエンコーダ出力−走査波長番号対応表を
参照して走査波長毎に光出力（Dλ）cal.k、
（Dλ0）cal.kを入力し、それを波長順にRAM
３９の準備されたエリアに収納する。なお
（Dλ0）cal.kは一定値となる。（ただし“cal.”
は基準測定結果であることを示す。またｋは波
長番号で１〜ｎまである） (iii) 続いて被測定物にプローブをあてる。
(iv) CPU３８は(ii)におけるのと同様波長毎に光
出力（Dλ）mes.k（Dλ0）mes.kを入力し
（“mes”は本測定の結果であることを示す）下
式で示すように（Dλ）cal.k、（Dλ0）cal.kで
較正するとともにλに関する値とλ0に関する値
との比をとり、波長毎にDkを得る。
（Dλ）mes.k／（Dλ）cal.k／（Dλ0）mes.
k／（Dλ0）cal.k＝（Dλ）mes.k×（Dλ0）cal.k／（D
λ）cal.k×（Dλ0）mes.k＝Dk (v) Dkを波長毎にRAM内の準備されたエリアに
収納する。
(vi) これとともに、Dk＝１となる波長番号ｋ＝
k*を探し、ROM４０内の走査波長番号−酸素
飽和度対応表を参照して酸素飽和度を求める。
(vii) CPUは求められた酸素飽和度をデイスプレ
イ４２によりデイジタル表示すると同時に
RAM内に収納されたDk（ｋ＝１〜ｎ）をグラ
フイツク表示する。
以上から明らかなように、上記実施例は、生体
組織に入射後これを透過あるいは反射した光のう
ち、波長によらず入射光強度が一定とした場合
に、基準波長λ0の光強度と等しい光強度を有する
波長λを探し（すなわちDk＝１となる波長λを
探し）その波長λより、あらかじめこれとの対応
がわかつている酸素飽和度を知るものである。
なお、上記実施例に於いて、分光手段を干渉フ
イルタ群としたのは分光系の充分な明るさを得る
ためである。また、波長走査中、常に基準波長を
同時計測しているのは、諸々の人為的変動を相殺
するめである（特に非接触の場合）。つまり基準
波長を同時測定すること自体は、原理的には波長
によらず入射光強度が一定とした場合に、基準波
長に等しい反射光強度をもつ波長を求めるという
本来の操作には影響がないことである。従つて上
記実施例にかえて、基準波長として別に同時測定
されたものを用いずに、RAM内に収納されたDk
（ｋ＝１〜ｎ）の中から基準波長を決めてもよい。
すなわち、Dkのうち、基準波長とし適切に選ば
れた波長番号（ｋ＝ｊ）のDjと等しいDj＝Diな
るDiを探しその波長番号ｉを得て、この波長番
号により酸素飽和度を引き出せるよう構成しても
よい。しかしこの場合にも別の波長を１つ、前記
のように人為的変動相殺のために同時計測するこ
とは有用である。
上記のことは基準波長を走査波長域外から選ぶ
必要のないことを意味している。さらに、必要に
応じて２つ以上の基準光を設定する場合（後述）
にも光学系を複雑にすることなく、デイジタルデ
ータ処理部のプログラムに手を加えることでそれ
が可能になることを意味している。すなわち上記
においてｋ＝１〜ｎの中から波長番号ｋ＝ｊのも
のを基準波長としたように、ｋ＝１〜ｎの中か
ら、例えばｋ＝ｌ、ｋ＝ｍとなる２つの基準波長
を選ぶようにもできるもので、この場合光学系に
全く変更を加える必要のないものである。
次に上記のような測定によつて酸素飽和度が得
られる原理を第６図及び第７図を参照しながら解
析する。
被測定組織に入射後、透過あるいは反射して測
定された波長λの光の強度は次式の如く表わすこ
とができる。
透過の場合（第６図ａ参照） Iλ＝I0（１−ｒ）e-〓〓1

Claims (1)

  1. 【特許請求の範囲】 １ オキシヘモグロビンおよびデオキシメモグロ
    ビンの吸光によつて生体における血液中の酸素飽
    和度を求める光学的分析装置において、 生体に所定波長範囲の照射光を照射する光源
    と、 生体における血液中のオキシヘモグロビンおよ
    びデオキシヘモグロビンによつて吸収され生体を
    透過あるいは生体から反射した上記光源の光を受
    光し、上記所定波長範囲内の基準波長の光に対す
    る上記血液による吸光度に依存した基準光信号、
    および上記所定範囲内の各波長の光に対する上記
    血液による吸光度に依存した測定光信号を出力す
    る信号出力回路と、 上記測定光信号および上記基準光信号に基づい
    て基準波長の光に対する上記吸光度と略等しい吸
    光度を示す測定光信号を特定し、その測定光信号
    に対応する波長を検出する検出手段と、 上記検出手段で検出された波長よりその波長に
    対応する酸素飽和度を求める手段とを備えたこと
    を特徴とする光学的分析装置。
JP807080A 1980-01-25 1980-01-25 Optical analyzer for forming ratio of element contained in organism Granted JPS56104646A (en)

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