JPH0360646A - 酸素飽和度測定装置 - Google Patents
酸素飽和度測定装置Info
- Publication number
- JPH0360646A JPH0360646A JP1196209A JP19620989A JPH0360646A JP H0360646 A JPH0360646 A JP H0360646A JP 1196209 A JP1196209 A JP 1196209A JP 19620989 A JP19620989 A JP 19620989A JP H0360646 A JPH0360646 A JP H0360646A
- Authority
- JP
- Japan
- Prior art keywords
- wavelength
- light
- oxygen saturation
- absorbance
- degree
- Prior art date
- Legal status (The legal status is an assumption and is not a legal conclusion. Google has not performed a legal analysis and makes no representation as to the accuracy of the status listed.)
- Granted
Links
- QVGXLLKOCUKJST-UHFFFAOYSA-N atomic oxygen Chemical compound [O] QVGXLLKOCUKJST-UHFFFAOYSA-N 0.000 title claims abstract description 57
- 229910052760 oxygen Inorganic materials 0.000 title claims abstract description 57
- 239000001301 oxygen Substances 0.000 title claims abstract description 57
- 238000002835 absorbance Methods 0.000 claims abstract description 28
- 239000008280 blood Substances 0.000 claims abstract description 20
- 210000004369 blood Anatomy 0.000 claims abstract description 20
- 238000005259 measurement Methods 0.000 claims abstract description 19
- 238000004364 calculation method Methods 0.000 claims description 16
- 102100023170 Nuclear receptor subfamily 1 group D member 1 Human genes 0.000 abstract description 6
- 230000000149 penetrating effect Effects 0.000 abstract 1
- 108010054147 Hemoglobins Proteins 0.000 description 6
- 102000001554 Hemoglobins Human genes 0.000 description 6
- 238000010521 absorption reaction Methods 0.000 description 5
- 239000004576 sand Substances 0.000 description 5
- 238000011088 calibration curve Methods 0.000 description 4
- 238000001514 detection method Methods 0.000 description 4
- 230000007423 decrease Effects 0.000 description 2
- 230000000694 effects Effects 0.000 description 2
- 238000000034 method Methods 0.000 description 2
- 238000012360 testing method Methods 0.000 description 2
- INGWEZCOABYORO-UHFFFAOYSA-N 2-(furan-2-yl)-7-methyl-1h-1,8-naphthyridin-4-one Chemical compound N=1C2=NC(C)=CC=C2C(O)=CC=1C1=CC=CO1 INGWEZCOABYORO-UHFFFAOYSA-N 0.000 description 1
- 241000699684 Meriones unguiculatus Species 0.000 description 1
- 108010064719 Oxyhemoglobins Proteins 0.000 description 1
- 238000000862 absorption spectrum Methods 0.000 description 1
- 238000006243 chemical reaction Methods 0.000 description 1
- 230000003247 decreasing effect Effects 0.000 description 1
- 108010002255 deoxyhemoglobin Proteins 0.000 description 1
- 238000010586 diagram Methods 0.000 description 1
- 238000002474 experimental method Methods 0.000 description 1
- 239000007789 gas Substances 0.000 description 1
- 229910052736 halogen Inorganic materials 0.000 description 1
- 150000002367 halogens Chemical class 0.000 description 1
- 230000031700 light absorption Effects 0.000 description 1
- 230000000241 respiratory effect Effects 0.000 description 1
- 210000003437 trachea Anatomy 0.000 description 1
Landscapes
- Investigating Or Analysing Materials By Optical Means (AREA)
- Measurement Of The Respiration, Hearing Ability, Form, And Blood Characteristics Of Living Organisms (AREA)
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、酸素飽和度測定装置、特に、光を用いて血液
の酸素飽和度を非観血的に測定するための酸素飽和度測
定装置に関する。
の酸素飽和度を非観血的に測定するための酸素飽和度測
定装置に関する。
例えば、動脈血の酸素飽和度の検査は、呼吸作用（ガス
交換作用）の最終結果である静脈血の動脈血化を知る上
で重要な検査であり、臨床的に大きな意味を持つ。とこ
ろで、血色素は、酸化ヘモグロビン（酸素化ヘモグロビ
ン）と還元ヘモグロビン（脱酸素化ヘモグロビン）とで
、第２図に示すように光の吸収スペクトラムが異なる。
交換作用）の最終結果である静脈血の動脈血化を知る上
で重要な検査であり、臨床的に大きな意味を持つ。とこ
ろで、血色素は、酸化ヘモグロビン（酸素化ヘモグロビ
ン）と還元ヘモグロビン（脱酸素化ヘモグロビン）とで
、第２図に示すように光の吸収スペクトラムが異なる。
波長８０５ｎｍは、ヘモグロビンの酸素化、脱酸素化に
かかわらず同じ吸収を示し、等吸収点と呼ばれる。
かかわらず同じ吸収を示し、等吸収点と呼ばれる。
８０５ ｎｍより短波長である赤領域の光（波長６００
〜７５０ ｎｍ程度）では脱酸素化ヘモグロビンによる
吸収が大きく、８０５ ｎｍより長波長である近赤外領
域の光（波長８１０ｎｍ〜８５０ｎｍ程度）では酸素化
ヘモグロビンによる吸収が大きい。
〜７５０ ｎｍ程度）では脱酸素化ヘモグロビンによる
吸収が大きく、８０５ ｎｍより長波長である近赤外領
域の光（波長８１０ｎｍ〜８５０ｎｍ程度）では酸素化
ヘモグロビンによる吸収が大きい。
上述の特性を利用した従来の酸素飽和度測定装置は、生
体に対して光を照射する発光部と、生体を透過した発光
部からの光の強さを測定する受光部とを備えている。こ
の発光部と受光部とによって、従来は、２種類の波長の
透過光量が測定されていた。それらの波長は、血液中の
酸素飽和度が変わっても吸光度が変わらない波長（例え
ば８０５ｎｍ）と、吸光度が大きく変わる波長（例えば
７５０ ｎｍ）とである。この２つの波長における透過
光量の比１２／ＩＩ は血液の酸素飽和度と直線関係に
あるので、予めその比例定数を定めておき、それに基づ
いて酸素飽和度を演算することができる。すなわち、 〔酸素飽和度）＝Ａ−Ｂ （１，／Ｉ、）が成立するの
で、予め実験的に係数Ａ、 Ｂを定めておき、実際の
透過光量１ｔ、Ｉ＋から酸素飽和度が求められる。
体に対して光を照射する発光部と、生体を透過した発光
部からの光の強さを測定する受光部とを備えている。こ
の発光部と受光部とによって、従来は、２種類の波長の
透過光量が測定されていた。それらの波長は、血液中の
酸素飽和度が変わっても吸光度が変わらない波長（例え
ば８０５ｎｍ）と、吸光度が大きく変わる波長（例えば
７５０ ｎｍ）とである。この２つの波長における透過
光量の比１２／ＩＩ は血液の酸素飽和度と直線関係に
あるので、予めその比例定数を定めておき、それに基づ
いて酸素飽和度を演算することができる。すなわち、 〔酸素飽和度）＝Ａ−Ｂ （１，／Ｉ、）が成立するの
で、予め実験的に係数Ａ、 Ｂを定めておき、実際の
透過光量１ｔ、Ｉ＋から酸素飽和度が求められる。
前記従来の構成では、透過光量の比１．／Ｉ。
から較正曲線を得、その較正曲線に基づいて実際の測定
値から酸素飽和度を演算するのであるが、得られる較正
曲線の勾配は小さく、それに基づく演算の精度を十分に
高めることができない。
値から酸素飽和度を演算するのであるが、得られる較正
曲線の勾配は小さく、それに基づく演算の精度を十分に
高めることができない。
本発明の目的は、酸素飽和度の測定精度をあげることの
できる酸素飽和度測定装置を提供することにある。
できる酸素飽和度測定装置を提供することにある。
本発明に係る酸素飽和度測定装置は、光を用いて生体中
の血液の酸素飽和度を測定するための装置である。この
装置は、生体に対して光を照射する発光部と、生体を透
過した発光部からの光の強さを測定する受光部と、受光
部からの信号を受けて演算を行う演算手段とを備えてい
る。前記演算手段は、血液の酸素飽和度の変化に応じて
吸光度が逆に変化する第１及び第２波長と、血液の酸素
飽和度の変化によっては吸光度が変化しない第３波長と
に基づく受光部からの信号を受け、酸素飽和度を演算す
る手段である。
の血液の酸素飽和度を測定するための装置である。この
装置は、生体に対して光を照射する発光部と、生体を透
過した発光部からの光の強さを測定する受光部と、受光
部からの信号を受けて演算を行う演算手段とを備えてい
る。前記演算手段は、血液の酸素飽和度の変化に応じて
吸光度が逆に変化する第１及び第２波長と、血液の酸素
飽和度の変化によっては吸光度が変化しない第３波長と
に基づく受光部からの信号を受け、酸素飽和度を演算す
る手段である。
本発明に係る酸素飽和度測定装置では、発光部が生体に
対して光を照射する。受光部は、生体を透過した発光部
からの光の強さを測定する。そして、演算手段では、血
液の酸素飽和度の変化に応じて吸光度が逆に変化する第
１及び第２波長と、血液の酸素飽和度によっては吸光度
が変化しない第３波長とに基づく受光部からの信号を受
け、酸素飽和度を演算する。この場合には、血液の酸素
飽和度の変化に応じて吸光度が逆に変化する第１及び第
２波長に基づいて演算を行うので、両波長を用いた測定
結果の差をとることにより、変化をより大きく捕らえる
ことができる。このため、本発明によれば演算精度が向
上し、したがって得られた酸素飽和度の測定結果の精度
が向上する。
対して光を照射する。受光部は、生体を透過した発光部
からの光の強さを測定する。そして、演算手段では、血
液の酸素飽和度の変化に応じて吸光度が逆に変化する第
１及び第２波長と、血液の酸素飽和度によっては吸光度
が変化しない第３波長とに基づく受光部からの信号を受
け、酸素飽和度を演算する。この場合には、血液の酸素
飽和度の変化に応じて吸光度が逆に変化する第１及び第
２波長に基づいて演算を行うので、両波長を用いた測定
結果の差をとることにより、変化をより大きく捕らえる
ことができる。このため、本発明によれば演算精度が向
上し、したがって得られた酸素飽和度の測定結果の精度
が向上する。
本発明の一実施例を第１図に示す。この実施例は、人間
の耳部分の血液の酸素飽和度を測定するための装置であ
る。
の耳部分の血液の酸素飽和度を測定するための装置であ
る。
第１図に示す酸素飽和度測定装置は、耳１において測定
を行うための測定部２と、測定部２を制御するための制
御部３とを主として有している。
を行うための測定部２と、測定部２を制御するための制
御部３とを主として有している。
制御部３には、測定部２が電気的に接続されるとともに
、さらに表示用のＬＣＤ４と指令入力用のキーボード５
とが接続されている。
、さらに表示用のＬＣＤ４と指令入力用のキーボード５
とが接続されている。
前記測定部２は、第１波長λ１ （例えば７８０ｎｍ）
の光を発するＬＥＤ６と、第２波長λ２（例えば８３０
ｎｍ）の光を発するＬＥＤ７と、第３波長λ３ （例
えば８０５ ｎｍ）の光を発するＬＥＤ８とを有してい
る。これらＬＥＤ６，７゜８が発光部となる。一方、発
光部に対向して受光部９が配置されている。ＬＥＤ６，
７．８と受光部９との間には、カフ１０を介して耳１が
挟まれるようになっている。
の光を発するＬＥＤ６と、第２波長λ２（例えば８３０
ｎｍ）の光を発するＬＥＤ７と、第３波長λ３ （例
えば８０５ ｎｍ）の光を発するＬＥＤ８とを有してい
る。これらＬＥＤ６，７゜８が発光部となる。一方、発
光部に対向して受光部９が配置されている。ＬＥＤ６，
７．８と受光部９との間には、カフ１０を介して耳１が
挟まれるようになっている。
ＬＥＤ６，７．８は、ドライバ１１を介して制御部３の
Ｉ１０ポート１２に接続されている。また、受光部９の
出力端子は、Ａ／Ｄコンバータ１３を介して制御部３の
Ｉ１０ボート１２に接続されている。さらに、カフ１０
への加圧エアの調整を行うためのエア圧調整装置１４も
、Ｉ１０ポート１２に接続されている。
Ｉ１０ポート１２に接続されている。また、受光部９の
出力端子は、Ａ／Ｄコンバータ１３を介して制御部３の
Ｉ１０ボート１２に接続されている。さらに、カフ１０
への加圧エアの調整を行うためのエア圧調整装置１４も
、Ｉ１０ポート１２に接続されている。
制御部３は、ＣＰＵ１５、ＲＯＭ１５、ＲＡＭ１７等を
備えたマイクロコンピュータを有しており、その入出力
はＩ１０ボート１２を介して行われる。Ｉ１０ボートに
は、ＬＣＤ４及びキーボード５もそれぞれ接続されてい
る。
備えたマイクロコンピュータを有しており、その入出力
はＩ１０ボート１２を介して行われる。Ｉ１０ボートに
は、ＬＣＤ４及びキーボード５もそれぞれ接続されてい
る。
次に、上述の実施例の動作を、第３図に示すフローチャ
ートにしたがって説明する。制御部３におけるプログラ
ムがスタートすれば、第３図のステップＳ１においてＬ
ＣＤ４に「Ｏ」を表示する等の初期設定が行われる。次
に、ステップＳ２においてカフｌＯがセットされたか否
かを判断する。
ートにしたがって説明する。制御部３におけるプログラ
ムがスタートすれば、第３図のステップＳ１においてＬ
ＣＤ４に「Ｏ」を表示する等の初期設定が行われる。次
に、ステップＳ２においてカフｌＯがセットされたか否
かを判断する。
操作者は、耳１にカフ１０をセットするとともに、ＬＥ
Ｄ６，７．８及び受光部９をカフＩＯ及び耳ｌを介して
互いに対向させるように配置し、そしてキーボード５か
らセット完了指令を入力する。
Ｄ６，７．８及び受光部９をカフＩＯ及び耳ｌを介して
互いに対向させるように配置し、そしてキーボード５か
らセット完了指令を入力する。
セット完了指令が入力されれば、プログラムはステップ
Ｓ３に移行する。
Ｓ３に移行する。
次に、ステップＳ３において測定開始指令を待つ。操作
者がキーボード５から測定開始指令を入力すれば、ステ
ップＳ４に移行する。ステップＳ４では、ＬＥＤ６が点
灯し、ＬＥＤ６から波長λ、の光が耳ｌに照射される。
者がキーボード５から測定開始指令を入力すれば、ステ
ップＳ４に移行する。ステップＳ４では、ＬＥＤ６が点
灯し、ＬＥＤ６から波長λ、の光が耳ｌに照射される。
耳ｌを通過した光は受光部９で検出される。受光部９で
は、光の強さに応じた電圧値を出力する。電圧値はＡ／
Ｄコンバータ１３でデジタル信号に変換された後、制御
部３に入力される。制御部３では、その電圧値をＲＡＭ
１７に記憶する。次に、ステップＳ５において、ＬＥＤ
７を点灯させる。これによって波長λ２を用いた検出が
行われ、その検出結果も制御部３のＲＡＭ１７に記憶さ
れる。同様に、ステップＳ６では、ＬＥＤ８が点灯して
波長λ３用いた検出が行われ、その検出結果もＲＡＭ１
７に記憶される。
は、光の強さに応じた電圧値を出力する。電圧値はＡ／
Ｄコンバータ１３でデジタル信号に変換された後、制御
部３に入力される。制御部３では、その電圧値をＲＡＭ
１７に記憶する。次に、ステップＳ５において、ＬＥＤ
７を点灯させる。これによって波長λ２を用いた検出が
行われ、その検出結果も制御部３のＲＡＭ１７に記憶さ
れる。同様に、ステップＳ６では、ＬＥＤ８が点灯して
波長λ３用いた検出が行われ、その検出結果もＲＡＭ１
７に記憶される。
次に、ステップＳ７では、エア圧調整装置１４を駆動し
、カフ１０をふくらませて所定圧で耳１を正正する。そ
の状態で、ステップＳ４．Ｓ５゜Ｓ６と同様に、波長λ
１．λ２．λ３を用いた測定がそれぞれステップＳ８，
３９，５１０で行われる。
、カフ１０をふくらませて所定圧で耳１を正正する。そ
の状態で、ステップＳ４．Ｓ５゜Ｓ６と同様に、波長λ
１．λ２．λ３を用いた測定がそれぞれステップＳ８，
３９，５１０で行われる。
ステップＳｌｌでは、ステップＳ５．Ｓ６．Ｓ７、Ｓ８
．Ｓ９．ＳＩＯにおける測定結果に基づいて酸素飽和度
が演算される。演算結果は、ステップ３１２においてＬ
ＣＤ４に表示される。表示処理が終わればステップＳ３
に再び戻る。
．Ｓ９．ＳＩＯにおける測定結果に基づいて酸素飽和度
が演算される。演算結果は、ステップ３１２においてＬ
ＣＤ４に表示される。表示処理が終わればステップＳ３
に再び戻る。
ここで、ステップＳｌｌにおける演算について説明する
。
。
７８０ｎｍ（波長λ１）を用いて吸光度を測定した場合
と、８３０ｎｍ（波長λ２）を用いて吸光度を測定した
場合とでは、血液中の酸素飽和度が変化した際に、一方
の吸収が増大すれば他方の吸収が減少するという関係に
ある。そこで、ステップＳｌｌにおける演算式の一例と
して、次式を用いる。
と、８３０ｎｍ（波長λ２）を用いて吸光度を測定した
場合とでは、血液中の酸素飽和度が変化した際に、一方
の吸収が増大すれば他方の吸収が減少するという関係に
ある。そこで、ステップＳｌｌにおける演算式の一例と
して、次式を用いる。
〔酸素飽和度］
−Ａ Ｂ （Ｉ ｔａ。Ｉ ｅｓｏ ） ／ ｆ
ｅｏｓここで、Ａ、Ｂは係数、■は透過光量である。
ｅｏｓここで、Ａ、Ｂは係数、■は透過光量である。
上式のように、７８０ｎｍ（波長λ１）における吸光度
と８３０ｎｍ（波長λ２）における吸光度との差をとる
ことにより、酸素飽和度の変化に対する吸光度の変化を
大きく捕らえることができる。
と８３０ｎｍ（波長λ２）における吸光度との差をとる
ことにより、酸素飽和度の変化に対する吸光度の変化を
大きく捕らえることができる。
なお、係数Ａ、Ｂは、予め実験的に求められることがで
き、多数の実験結果から回帰的に決定される。この係数
は、予めＲＯＭ１６に記憶されており、必要に応じて演
算の際に利用される。
き、多数の実験結果から回帰的に決定される。この係数
は、予めＲＯＭ１６に記憶されており、必要に応じて演
算の際に利用される。
この実施例によれば、血液の酸素飽和度の変化に応じて
吸光度が逆に変化する第１及び第２波長λ５．λ２と、
血液の酸素飽和度の変化によっては吸光度が変化しない
第３波長λ、とから酸素飽和度を演算するので、わずか
な酸素飽和度の変化であっても演算結果が大きく変化し
、その結果得られた酸素飽和度の値の精度が向上する。
吸光度が逆に変化する第１及び第２波長λ５．λ２と、
血液の酸素飽和度の変化によっては吸光度が変化しない
第３波長λ、とから酸素飽和度を演算するので、わずか
な酸素飽和度の変化であっても演算結果が大きく変化し
、その結果得られた酸素飽和度の値の精度が向上する。
なお、本発明を実施するにあたり、発光部としては、Ｌ
ＥＤに限られることはなく、例えばレーザダイオード等
のレーザーやハロゲンランプ等を用いることもできる。
ＥＤに限られることはなく、例えばレーザダイオード等
のレーザーやハロゲンランプ等を用いることもできる。
白色光を光源とする場合には、所定の波長を得るために
フィルターを設ける必要があるが、そのフィルターは発
光部側あるいは受光部側のいずれに設けられてもよい。
フィルターを設ける必要があるが、そのフィルターは発
光部側あるいは受光部側のいずれに設けられてもよい。
また、使用する波長としては７８０ｎｍ、８３０ ｎｍ
及び８０５ｎｍに限られることはない。第１波長及び第
２波長は、酸素飽和度により吸光度が逆に変化する波長
であれば他の波長を使用してもよい。
及び８０５ｎｍに限られることはない。第１波長及び第
２波長は、酸素飽和度により吸光度が逆に変化する波長
であれば他の波長を使用してもよい。
第３波長としては、第１波長及び第２波長の変化よりも
変化が小さく、実質的に酸素飽和度が変化しても吸光度
は変化しないと見なしうる波長であればよい。さらに、
上述の実施例では、受光部９によって透過光測定を行っ
たが、反射光を測定する構成としてもよい。
変化が小さく、実質的に酸素飽和度が変化しても吸光度
は変化しないと見なしうる波長であればよい。さらに、
上述の実施例では、受光部９によって透過光測定を行っ
たが、反射光を測定する構成としてもよい。
次に、本発明に係る実験例を説明する。
砂ネズξ（モンゴリアン・ジャービル）の頭部における
透過光を測定した。第４図に示すように、砂ネズミ２０
の頭部上端にはレーザ発光部から光を導くライトガイド
２１を配置し、下端にはレーザ受光部へ光を導くライト
ガイド２２を配置した。
透過光を測定した。第４図に示すように、砂ネズミ２０
の頭部上端にはレーザ発光部から光を導くライトガイド
２１を配置し、下端にはレーザ受光部へ光を導くライト
ガイド２２を配置した。
発光部、受光部及びライトガイド２１．２２は、第１図
に示すＬＥＤ６，７．８及び受光部９に代えてこの実験
では使用された。また、砂ネズξ２０の気管を切開し、
酸素供給用のカニユーレ２３を接続した。そして、カニ
ユーレ２３からの供給酸素濃度（吸入酸素濃度）を変化
させ、砂ネズξ２０の頭部における吸光度を測定した。
に示すＬＥＤ６，７．８及び受光部９に代えてこの実験
では使用された。また、砂ネズξ２０の気管を切開し、
酸素供給用のカニユーレ２３を接続した。そして、カニ
ユーレ２３からの供給酸素濃度（吸入酸素濃度）を変化
させ、砂ネズξ２０の頭部における吸光度を測定した。
使用したレーザの波長は、７８０ｎｍ（第１波長λＩ）
８３０ｎｍ（第２波長λ２）及び８０５ｎｍ（第３波長
λ、）であった。
８３０ｎｍ（第２波長λ２）及び８０５ｎｍ（第３波長
λ、）であった。
吸入酸素濃度を変化させて測定した結果を第５図に示す
。第５図から明らかなように、吸入酸素濃度を上げれば
第１波長λ１を用いた場合の吸光度は下がり、第２波長
λ２を用いた場合の吸光度は上昇した。また、第３波長
λ３での吸光度はほぼ変化がなかった。つまり、吸入酸
素濃度が上がれば、波長λ１による透過光量ＩＩは上が
り、波長λ２による透過光量Ｉ２は下がり、波長λ、に
よる透過光量１３はほぼ変化がないことになる。
。第５図から明らかなように、吸入酸素濃度を上げれば
第１波長λ１を用いた場合の吸光度は下がり、第２波長
λ２を用いた場合の吸光度は上昇した。また、第３波長
λ３での吸光度はほぼ変化がなかった。つまり、吸入酸
素濃度が上がれば、波長λ１による透過光量ＩＩは上が
り、波長λ２による透過光量Ｉ２は下がり、波長λ、に
よる透過光量１３はほぼ変化がないことになる。
なお、吸入酸素濃度は、砂ネズミの血液中の酸素飽和度
にほぼ対応しているものと見なし得る。
にほぼ対応しているものと見なし得る。
得られた第５図のデータを用いて、吸光度を透過光量に
換算し、ステップ５１１（第３図）で使用する演算式を
適用して回帰式を得た。その回帰式を第６図に示す。ま
た、第１波長及び第３波長を用いて従来の演算方法によ
って得た回帰式を第７図に示す。第７図と比較すれば明
らかなように、第６図では回帰式の傾斜が大きく、した
がってわずかな透過光量の変化に基づいて酸素飽和度の
変化を精度良く検出することができた。
換算し、ステップ５１１（第３図）で使用する演算式を
適用して回帰式を得た。その回帰式を第６図に示す。ま
た、第１波長及び第３波長を用いて従来の演算方法によ
って得た回帰式を第７図に示す。第７図と比較すれば明
らかなように、第６図では回帰式の傾斜が大きく、した
がってわずかな透過光量の変化に基づいて酸素飽和度の
変化を精度良く検出することができた。
本発明に係る酸素飽和度測定装置によれば、上述のよう
な演算手段によって上述のような３種類の波長を用いた
演算を行うことから、酸素飽和度の測定精度が向上する
。
な演算手段によって上述のような３種類の波長を用いた
演算を行うことから、酸素飽和度の測定精度が向上する
。
第１図は本発明の一実施例の概略ブロック図、第２図は
波長と吸光度との関係そ示すグラフ、第３図は制御フロ
ーチャート、第４図は実験状態を示す側面図、第５図は
実験結果を示すグラフ、第６図は第５図の実験結果に基
づいて得た本発明に係る回帰式を示すグラフ、第７図は
第５図の実験結果から得た従来例に係る回帰式を示すグ
ラフである。 ２・・・測定部、３・・・制御部、６，７．８・・・Ｌ
ＥＤ、９・・・受光部、１−５・・・ＣＰＵ。
波長と吸光度との関係そ示すグラフ、第３図は制御フロ
ーチャート、第４図は実験状態を示す側面図、第５図は
実験結果を示すグラフ、第６図は第５図の実験結果に基
づいて得た本発明に係る回帰式を示すグラフ、第７図は
第５図の実験結果から得た従来例に係る回帰式を示すグ
ラフである。 ２・・・測定部、３・・・制御部、６，７．８・・・Ｌ
ＥＤ、９・・・受光部、１−５・・・ＣＰＵ。
Claims (1)
- （１）光を用いて生体中の血液の酸素飽和度を非観血的
に測定するための酸素飽和度測定装置であって、 生体に対して光を照射する発光部と、 生体を透過した前記発光部からの光の強さを測定する受
光部と、 血液の酸素飽和度の変化に応じて吸光度が逆に変化する
第１及び第２波長と、血液の酸素飽和度が変化しても吸
光度が変化しない第３波長とに基づく前記受光部からの
信号を受け、酸素飽和度を演算する演算手段と、 を備えた酸素飽和度測定装置。
Priority Applications (1)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| JP1196209A JPH0360646A (ja) | 1989-07-28 | 1989-07-28 | 酸素飽和度測定装置 |
Applications Claiming Priority (1)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| JP1196209A JPH0360646A (ja) | 1989-07-28 | 1989-07-28 | 酸素飽和度測定装置 |
Publications (2)
| Publication Number | Publication Date |
|---|---|
| JPH0360646A true JPH0360646A (ja) | 1991-03-15 |
| JPH0588608B2 JPH0588608B2 (ja) | 1993-12-22 |
Family
ID=16354019
Family Applications (1)
| Application Number | Title | Priority Date | Filing Date |
|---|---|---|---|
| JP1196209A Granted JPH0360646A (ja) | 1989-07-28 | 1989-07-28 | 酸素飽和度測定装置 |
Country Status (1)
| Country | Link |
|---|---|
| JP (1) | JPH0360646A (ja) |
Cited By (5)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| JP2006528004A (ja) * | 2003-06-19 | 2006-12-14 | オプティクス エルピー | 干渉の変動減少のための光学的検体採取方法および装置 |
| JP2008032123A (ja) * | 2006-07-28 | 2008-02-14 | Aisin Ai Co Ltd | 動力分配伝達装置の潤滑構造 |
| JP2012066065A (ja) * | 2010-08-24 | 2012-04-05 | Fujifilm Corp | 電子内視鏡システム及び血管情報取得方法 |
| JP2014516168A (ja) * | 2011-06-07 | 2014-07-07 | メジャメント スペシャリティーズ， インコーポレイテッド | 流体検出のための光検出装置、およびそのための方法 |
| JP2015231550A (ja) * | 2009-02-25 | 2015-12-24 | ヴァレンセル，インコーポレイテッド | モニタ装置 |
-
1989
- 1989-07-28 JP JP1196209A patent/JPH0360646A/ja active Granted
Cited By (8)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| JP2006528004A (ja) * | 2003-06-19 | 2006-12-14 | オプティクス エルピー | 干渉の変動減少のための光学的検体採取方法および装置 |
| JP2008032123A (ja) * | 2006-07-28 | 2008-02-14 | Aisin Ai Co Ltd | 動力分配伝達装置の潤滑構造 |
| JP2015231550A (ja) * | 2009-02-25 | 2015-12-24 | ヴァレンセル，インコーポレイテッド | モニタ装置 |
| JP2012066065A (ja) * | 2010-08-24 | 2012-04-05 | Fujifilm Corp | 電子内視鏡システム及び血管情報取得方法 |
| JP2012066066A (ja) * | 2010-08-24 | 2012-04-05 | Fujifilm Corp | 電子内視鏡システム及び血管情報取得方法 |
| JP2014516168A (ja) * | 2011-06-07 | 2014-07-07 | メジャメント スペシャリティーズ， インコーポレイテッド | 流体検出のための光検出装置、およびそのための方法 |
| US9851295B2 (en) | 2011-06-07 | 2017-12-26 | Measurement Specialties, Inc. | Optical devices for fluid sensing and methods therefor |
| US9964483B2 (en) | 2011-06-07 | 2018-05-08 | Measurement Specialties, Inc. | Low-temperature safe sensor package and fluid properties sensor |
Also Published As
| Publication number | Publication date |
|---|---|
| JPH0588608B2 (ja) | 1993-12-22 |
Similar Documents
| Publication | Publication Date | Title |
|---|---|---|
| US7254431B2 (en) | Physiological parameter tracking system | |
| US7274955B2 (en) | Parameter compensated pulse oximeter | |
| US7142901B2 (en) | Parameter compensated physiological monitor | |
| US6456862B2 (en) | Method for non-invasive spectrophotometric blood oxygenation monitoring | |
| US5842979A (en) | Method and apparatus for improved photoplethysmographic monitoring of oxyhemoglobin, deoxyhemoglobin, carboxyhemoglobin and methemoglobin | |
| DE60221841T2 (de) | Druckmanschette mit körperbeleuchtung zur verwendung bei der optischen nichtinvasiven messung von blutparametern | |
| US8527023B2 (en) | Device and method for transcutaneous determination of blood gases | |
| CN105748059B (zh) | 浓度测量装置和浓度测量方法 | |
| US20090270700A1 (en) | Non-invasive glucose sensor | |
| US20100292548A1 (en) | Method And Apparatus For Detecting And Analyzing Variations In A Physiologic Parameter | |
| CN103385695B (zh) | 多波长肝脏储备功能检测仪及检测icg浓度的方法 | |
| JPH10192247A (ja) | 血圧監視装置 | |
| CN105228517A (zh) | 使用光学测量测定受测者的SpO2的方法及装置 | |
| US9549695B2 (en) | Optical determination of blood perfusion and similar parameters | |
| JPH06277202A (ja) | 診断装置 | |
| JPH0360646A (ja) | 酸素飽和度測定装置 | |
| Colier et al. | A comparative study of two near infrared spectrophotometers for the assessment of cerebral haemodynamics | |
| JP2612866B2 (ja) | ヘモグロビン測定法 | |
| JP3972176B2 (ja) | 血中吸光物質濃度測定装置および血中吸光物質濃度を演算するための補正関数決定方法 | |
| Ajith et al. | Integration of low cost SpO2 sensor in a wearable monitor | |
| JPH04138342A (ja) | 光診断装置 | |
| JP6832021B2 (ja) | 光学的測定装置、光学的測定方法、及び光学的測定プログラム | |
| Gewiß et al. | Non-invasive multi wavelengths sensorsystem for measuring carboxy-and methemoglobin | |
| KR102356154B1 (ko) | 비어램버트 법칙을 이용한 비침습적 당화혈색소 측정 시스템 및 방법 | |
| JPH02305555A (ja) | 血液酸素飽和度・血圧同時測定装置 |
Legal Events
| Date | Code | Title | Description |
|---|---|---|---|
| LAPS | Cancellation because of no payment of annual fees |