JPH04166133A - 光学式血液測定装置 - 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】 （産業上の利用分野） 本発明は、脈動する血液を含む生体を透過して血液によ
る吸収の影響を受けた複数の波長の透過光の受光出力信
号から、動脈血の酸素飽和度を精度良く演算できるよう
にした光学式血液測定装置に関するものである。

（従来の技術） 血液を生体から採取せずに非観血的に動脈血の酸素飽和
度を測定する光学式血液測定装置の技術が、特公昭５３
−２６４３７号公報に示されている。この技術は、異な
る２つの波長の光を、脈動する血液を含む生体の被測定
部に透過させ、血液による吸収の影響を受けた透過光量
の脈動成分から、各波長毎の血液の吸光度の変化量を演
算し、さらにこれらの吸光度の変化量から血液の機能的
酸素飽和度を演算するものである。

また、特開昭５５−１２０８５８号公報には、脈動する
血液を含む生体によって吸収の影響を受けた３つの波長
の透過光量の変化から、血液の機能的酸素飽和度を正確
に演算しようとする技術が示されている。

（発明が解決しようとする：Ｉ題） ところで、上記の特公昭５３−２６４３７号公報に示さ
た技術は、透過光量の脈動成分を酸素飽和度を演算する
ための唯一の情報源としている。

このために、被測定部の動揺により被測定部に入射する
光量か変化すると５その影響による透過光量の変化が脈
動する加液による脈動成分に重畳され、結果的に測定さ
れた値に誤差を生じさせ易いという不具合があった。

そこて、特開昭５５−１２０８５８号公報に示される技
術では、被測定部に入射する光量の変化による影響を、
透過光量の変化から消去できるようにして、正確な酸素
飽和度が演算できるように改善されている。

ところで、上記のいずわの技術にあっても、被測定部の
透過光量を受光した受光手段の受光出力信号から、当該
信号の交流成分に対する直流成分の比を演算する工程が
含まれている。しかしながら、上記の従来技術では、受
光手段自体の暗電流や被測定部を透過してない外部から
の光の受光等による雑音による影響に対して、充分な配
慮がなされておらず、それたけ測定された値は、精度の
低いものであるという不具合があった。

本発明は、上記した従来の光学式血液測定装置の事情に
鑑みてなされたもので、受光手段で生ずる雑音による影
響が消去でき、正確に動脈血の酸素飽和度を測定できる
ようにした光学式血液測定装置を提供することを目的と
する。

（課題を解決するための手段） かかる目的を達成するために、本発明の光学式血液測定
装置は、脈動する血液を含む生体を透過して、血液によ
る吸収の影響を受けた複数の波長の光を受光し、これら
の受光出力信号から動脈血の酸素飽和度を演算する光学
式血液測定装置において、異なる波長の複数の発光手段
と、これらの発光手段から発光されて生体を透過した光
を受光する１つの受光手段と、前記複数の発光手段のす
べてが非点灯の状態を時分割の１期間として前記発光手
段を時分割で順次点灯させる点灯制御手段と、各波長の
前記発光手段が点灯時の前記受光手段の受光出力信号か
らすべての発光手段か非点灯時の前記受光手段の受光出
力信号を減算して各波長における生体を透過した透過光
量に応じた信号を演算する透過光量演算手段と、前記各
波長の透過光量に応じた信号から動脈血の酸素飽和度を
演算する中央演算装置と、で構成されている。

そして、異なる波長を発光させる４つの発光手段を設け
、４波長の透過光量に応じた信号から、前記中央演算装
置で動脈血の酸化ヘモクロビン飽和度と脱酸化ヘモクロ
ビン飽和度と一酸化炭素ヘモクロビン飽和度およびメト
ヘモクロビン飽和度を演算するように構成しても良い。

さらに、前記中央演算装置で前記４つのヘモクロビン飽
和度から分画的酸素飽和度を演算するように構成するこ
ともできる。

（作用） 異なる波長の複数の発光手段を、すべてが非点灯の状態
を時分割の１期間として含んで、時分割で順次に点灯制
御するとともに、各波長の発光手段の点灯時の受光手段
の受光出力信号から、すべての発光手段が非点灯時の受
光手段の受光出力信号を減算するので、受光手段で生じ
る雑音が消去され、被測定部を真に透過した透過光量に
応じた正確な信号が演算できる。そこで、これらの信号
から、精度良く動脈血の酸素飽和度の演算測定ができる
。

そして、異なる４つの波長を用いるならば、動脈血の酸
化ヘモクロビン飽和度と脱酸化ヘモクロビン飽和度と一
酸化炭素ヘモクロビン飽和度およびメトヘモクロビン飽
和度の演算測定ができ、機能的酸素飽和度のみならず、
血液中の主たる（４種類の）ヘモクロビンの総和に対す
る各ヘモクロビンの割合等の評価ができ、従来の血液ガ
ス分析装置と同様に各種の血液の状態を示すデータが得
られる。

さらに、４つの波長の光を用いて測定した血液中の主た
る（４種類の）ヘモクロビンの総和に対する酸化ヘモク
ロビンの割合の評価ができ、機能的酸素飽和度のみなら
ず、分画的酸素飽和度をも演算測定し得る。

（実施例） 以下、本発明の実施例を第１図ないし第７図を参照して
説明する。第１図は、本発明の光学式血液測定装置の一
実施例のブロック回路図であり、第２図は、第１図のプ
ローブの一例の縦断面図であり、第３図は、第２図のプ
ローブの外観斜視図であり、第４図は、第１図のプロー
ブの発光ダイオードの時分割点灯制御の説明をするタイ
ムチャートであり、第５図は、第１図のホトダイオード
の受光出力信号に雑音が含まれることを示す図であり、
第６図は、第１図の中央演算装置で動脈向の酸素飽和度
を演算するための一例のフローチャートであり、第７図
は、血液中の各ヘモクロビンの光学的特性を示すグラフ
である。

図において、プローブ１０は一例として指尖部用のもの
により説明する。プローブｌＯは、２枚の基板部材１２
．１４が指尖部を軽く挟めるように蝶番で接続さ九、一
方の基板部材１２の先端部内側に例えば６４５ｎｍ、６
６５ｎｍ、８０５ｎｍ、８８０ｎｍの波長をそわぞれに
発光する発光手段としての４つの発光ダイオード１６．
１８．２０．２２が実装され、この発光ダイオード１６
．１８．２０．２２と指尖部を挟んで反対側の他方の基
板部材１４の先端部内側に１つの受光手段としてのホト
ダイオード２４が設けられている。そして、これらの発
光ダイオード１６．１８．２０．２２およびホトダイオ
ード２４は、少なくとも指に面する側が透明な保護部材
２６．２８で被覆固定される。

そして、発光ダイオード１６．１８．２０．２２とホト
ダイオード２４が指尖部を挟んで対向した状態で、クロ
ック発生器３０からクロック信号が出力されて同期調整
回路３２に与えられ、この同期調整回路３２から適宜な
タイミングでクロック信号が点灯制御手段としての点灯
制御ドライバ３４と第１と第２のマルチプレクサ３６．
３８およびＡ／Ｄ変換器４０にそれぞれ与えられる。ま
た、ホトダイオード２４の受光により出力される受光出
力信号が電流電圧変換器４２で電圧信号に変換されて第
１のマルチプレクサ３６に与えられえる。この第１のマ
ルチプレクサ３６は、与えられた信号を２０Ｈｚを遮断
周波数とする第１〜第５のローパスフィルタ４４．４６
．４８．５０．５２に時分割で分配して与える。そして
、第１〜第５のローパスフィルタ４４．４６．４８．５
０．５２をそれぞれに通過した信号が、０．５Ｈｚを遮
断周波数とする第１〜第５のバイパスフィルタ５４．５
６．５８．６０，６２をそわぞわに通過して第２のマル
チプレクサ３８に与えられ５順次にアンプ６４に与えら
れる。さらに、このアンプ６４の増幅出力がＡ／Ｄ変換
器４０でディジタル信号に変換されて中央演算装置６６
に与えられる。

ここで、点灯制御ドライバ３４で順次に点灯制御される
発光ダイオード１６．１８．２０．２２から発光された
光が、被測定部の指尖部を透過しその透過光がホトタイ
オート２４で受光されて受光出力信号が出力されるが、
これらの受光出力信号が適正なタイミングでＡ／Ｄ変換
器４０でディジタル信号に変化されるように第１と第２
のマルチプレクサ３６．３８およびＡ／Ｄ変換器４０に
クロック信号が与えられることは勿論である。また、２
０Ｈｚを遮断周波数とする第１〜第５のローパスフィル
タ４４．４６．４８．５０．５２によって商用周波数の
電溶等による雑音を消去するとともに、０．５Ｈｚを遮
断周波数とするバイパスフィルタ５４．５６．５８．６
０．６２によってホトダイオード２４の暗電流による直
流雑音等が消去される。そして、中央演算装置ｉ６６は
、Ａ／Ｄ変換器４０から出力されるディジタル信号から
後述のようにして適宜に演算処理して動脈血の酸素飽和
度等を演算し、この演算出力か表示トライバ６８により
表示器７０で適宜に表示される。

さらに、時分割点灯制御につき説明すれば、点灯制御ド
ライバ３４は、第４図（ａ）のごときクロック信号に対
して、第１〜第４の発光ダイオード１６、１８．２０．
２２を第４図（ｂ）〜（ｅ）のごとく時分割で順次に点
灯させる。しかも、第１〜第４の発光ダイオード１６．
１８．２０．２２のすべてが点灯されない期間も第４図
（ｆ）のごとく１期間として設けられる。このような第
１〜第４の発光ダイオード１６．１８．２０．２２の点
灯に応じて第１のマルチプレクサは、第４図（ｂ）〜（
ｆ）のごとく、第１〜第４の発光ダイオード１６．１８
．２０．２２の発光時のホトダイオード２４の受信出力
信号およびすべての発光タイオードが点灯されない時の
ホトダイオード２４の受信出力信号を、第１〜第５のロ
ーパスフィルタ４４．４６．４８．５ｏ、５２に順次に
分配する。なお、一般的に人間の脈搏の周波数は２Ｈｚ
以下てあり、５つに時分割した点を考慮しても、例えば
２００Ｈｚ程度以上のサンプリング周波数てＡ／Ｄ変換
器１０を動作させれば、各波長の透過光量に応じた信号
の波形を忠実に再現させることかできる。

ところで、ホトダイオード２４から出力される受光出力
信号には、指尖部を透過した透過光量によるものの他に
、ホトダイオード２４自体の暗電流や周囲の電溶からの
光か指尖部を透過せずに受光される等による雑音も含ま
れる。そこで、第１〜第４のローパスフィルタ４４．４
６．４８．５０および第１〜第４のバイパスフィルタ５
４．５６．５８．６０によって、各波長毎の受光出力信
号から雑音を消去する工夫かなされているが、必ずしも
完全に消去できない。このために、Ａ／Ｄ変換器４０に
与えられる信号には、第５図のごとく、透過光量に応じ
た信号に雑音によるものが重畳されている。

そこで、本発明では、第１〜第４の発光ダイ−オド１６
．１８．２０．２２の点灯時に得られる受光出力信号か
ら、すべての発光ダイオードが非点灯の時に得られる受
光出力信号を減算することで、被測定部を真に透過した
透過光量にのみ応じた信号を演算し、これらの演算デー
タから動脈血の酸素飽和度等が演算測定される。

ここで、第６図を用いて、中央演算装置６６における動
脈血の酸素飽和度等の演算につき篤学に説明をする。ま
ず、Ａ／Ｄ変換器４０より順次に与えられる各波長の発
光ダイオード１６．１８．２０．２２か発光時のデータ
と非点灯時のデータとを、各波長および非点灯時毎に振
り分け、各波長毎の脈動波形および非点灯時の雑音の波
形を示すデータとする（ステップ■）。次に、各波長毎
の脈動波形のデータから雑音の波形のデータを減算する
（Ｉａ−Ｉａ’）　、　　（Ｉｂ　−１ｂ’）　；：ト
チ、指尖部ヲ真ニ透過した各波長毎の透過光量にのみ応
じた信号の算出を行なう（ステップ■）。さらに、各波
長の透過光量に応じた波形から脈動の振幅△Ｉ＝（１ａ
　−１ａ’）　−（Ｉｂ　−１ｂ’）を算出しくステッ
プ■）、これらの振幅を加液か充満した時の透過光量に
応じた信号で割って△Ｉ　／　（Ｉａ　−１ａ’）、各
波長毎の動脈脈動による吸光度の変化量Ａ、〜Ａ４を演
算する（ステップ■）。ここで、前記吸光度の変化量を
示す式△Ｉ／　（Ｉａ　−Ｉａ’）は、本発明の演算測
定系に関して許容される数学的近似式である。なお、分
析化学的に厳密な表式は、１１ｏｇ、　（Ｉａ　−１ａ
’）−ｆｌｏｇｅ（Ｉｂ　−１ｂ’）である。これらの
吸光度の変化量Ａ１〜Ａ４と第７図に示す血液中の各ヘ
モクロビンの光学的特性とから、ランヘルド−ヘールの
法則を用いて動脈血の酸化ヘモクロビン飽和度Ｃ１と脱
酸化ヘモクロビン飽和度Ｃ２と一酸化炭素ヘモクロビン
飽和度Ｃ３およびメトヘモクロビン飽和度ｃ４をそれぞ
れに演算する（ステップ■）。

ここで、ランヘルド・ベールの法則を用いた演算につき
簡単に説明する。第７図に示す各ヘモクロビンの光学特
性から、４つの異なる波長に対応したモル吸光係数を求
める。そこで、波長６４５ｎｔｎに対する酸化ヘモクロ
ビンと脱酸化ヘモクロビンと一酸化炭素ヘモクロビンお
よびメトヘモクロビンのモル吸光係数をそれぞれにε０
．εｂｌ＋εＬ１・　εｄｌとし、６６５ｎｍに対する
各ヘモクロビンのモル吸光係数を６ａ□、ε、２．εＣ
２＋　εｄ２トし、８０５ｎｍに対する各ヘモクロビン
のモル吸光係数をεａ３＋　εｂ３．　　εｃ３＋　ε
ｄ３とし、８８０ｎｍに対する各ヘモクロビンのモル吸
光係数をεａ４＋　　εｂ４＋　　６．：４．εｄ４と
する。そして、これらのモル吸光係数と吸光度の変化量
Ａ、−Ａ４とから、ランベルト・ベールの法則を用いて
、動脈血の酸化ヘモクロビンと脱酸化ヘモクロビンと一
酸化炭素へモクロヒンおよびメトヘモクロビンの飽和度
Ｃ＋　”　Ｃ４が下記のような式で示される。

ただし、ｋは比例乗数であって、次のステップ■で消去
できる乗数である。

そして、上記式を演算することで、４つのヘモクロビン
飽和度Ｃ２〜Ｃ４が算出される。

さらに、こわらの算出された血液中の主たる４つのヘモ
クロビン飽和度Ｃ，−Ｃ，から、動脈血の機能的または
分画的酸素飽和度または４つのへモクロヒンの総和に対
する一酸化炭素ヘモクロビンの割合またはメトヘモクロ
ビンの割合等を演算する（ステップ■）。そしてさらに
、適宜な選択により機能的酸素飽和度または分画的酸素
飽和度または主たる４つのヘモクロビンの総和に対する
一酸化炭素ヘモクロビンの割合またはメトヘモクロビン
の割合等のいずれかを表示する（ステップ■）。そして
、ステップ■に戻る。本発明の装置によれば、ステップ
■〜■が極めて迅速になされるので、心ｉｌｌ博１博毎
にあるいは連続的に酸素飽和度等を測定することができ
る。

なお、上記実施例では、４つの波長の第１〜第４の発光
ダイオード１６．１８．２０．２２を用いたが、これに
限られず、異なる波長の２つの発光ダイオードを設けて
機能的酸素飽和度を測定する装置に本発明を適用できる
ことは勿論である。また、第１〜第４の発光ダイオード
１６．１８．２０．２２の波長は、上記実施例の６４５
ｎｍ、６６５ｎｍ、８０５ｎｍ、８８０ｎｍに限られる
ものでない。さらに、指尖部を被測定部として酸素飽和
度等を測定するものに限られず、プローブｌＯを適宜な
形状とすることで、耳介等を被測定部としても良い。

（発明の効果） 本発明の光学式血液測定装置は、以上説明したように構
成されているので、以下に記載されるような効果を奏す
る。

波長の異なる複数の発光手段を、すべてが非点灯の状態
を時分割の１期間として含めて、時分割で順次に点灯制
御するので、すべての発光手段か非点灯の状態での雑音
による受光手段の受光出力信号が得られる。そこで、各
波長の発光手段が点灯時の受光手段の受光出力信号から
、雑音による受光手段の受光出力信号を減算することで
、真に被測定部を透過して血液の吸収の影響を受けた透
過光量にのみ応じたデータが得られる。そして、これら
のデータから演算される動脈血の酸素飽和度等は精度の
高い値が得られる。

そして、４つの波長を用いるならば、血液中の王たる４
種類の各ヘモクロビン飽和度が精度良く演算でき、非観
血的でありながら血液ガス分析装置と同様に各種の血液
の状態を示すデータが得られ、実用上極めて有益である
。

さらに、４つの波長を用いて血液中の主たる４種類の各
ヘモクロビン飽和度を算出するならば、これらのデータ
から動脈血の分画的酸素飽和度を容易に得ることができ
る。

【図面の簡単な説明】

第１図は、本発明の光学式血液測定装置の一実施例のブ
ロック回路図であり、第２図は、第１図のプローブの一
例の縦断面図であり、第３図は、第２図のプローブの外
観斜視図であり、第４図は、第１図のプローブの発光ダ
イオードの時分割点灯制御の説明をするタイムチャート
であり、第５図は、第１図のホトダイオードの受光出力
信号に雑音が含まれることを示す図であり、３３６図は
、第１図の中央演算装置で動脈血の酸素飽和度を演算す
るための一例のフローチャートであり、第７図は、血液
中の各ヘモクロビンの光学的特性を示すグラフである。 １６．１８．２０．２２：発光ダイオード、２４：ホト
ダイオード、 ３４：点灯制御ドライバ、 ３６．３８：マルチプレクサ、 ４０：Ａ／Ｄ変換器、 ６６：中央演算装置。 特許出願人　株式会社ニー・アンド・デー代理人　弁理
士　森　山　哲　夫

Claims (1)

1. 【特許請求の範囲】 １、脈動する血液を含む生体を透過して、血液による吸
   収の影響を受けた複数の波長の光を受光し、これらの受
   光出力信号から動脈血の酸素飽和度を演算する光学式血
   液測定装置において、異なる波長の複数の発光手段と、
   これらの発光手段から発光されて生体を透過した光を受
   光する１つの受光手段と、前記複数の発光手段のすべて
   が非点灯の状態を時分割の１期間として前記発光手段を
   時分割で順次点灯させる点灯制御手段と、各波長の前記
   発光手段が点灯時の前記受光手段の受光出力信号からす
   べての発光手段が非点灯時の前記受光手段の受光出力信
   号を減算して各波長における生体を透過した透過光量に
   応じた信号を演算する透過光量演算手段と、前記各波長
   の透過光量に応じた信号から動脈血の酸素飽和度を演算
   する中央演算装置と、からなることを特徴とする光学式
   血液測定装置。 ２、請求項１記載の光学式血液測定装置において、異な
   る波長を発光させる４つの発光手段を設け、４波長の透
   過光量に応じた信号から、前記中央演算装置で動脈血の
   酸化ヘモクロビン飽和度と脱酸化ヘモクロビン飽和度と
   一酸化炭素ヘモクロビン飽和度およびメトヘモクロビン
   飽和度を演算するように構成したことを特徴とする光学
   式血液測定装置。 ３、請求項１記載の光学式血液測定装置において、前記
   中央演算装置で前記４つのヘモクロビン飽和度から分画
   的酸素飽和度を演算するように構成したことを特徴とす
   る光学式血液測定装置。