JPH0460650B2

JPH0460650B2 -

Info

Publication number: JPH0460650B2
Application number: JP1125515A
Authority: JP
Inventors: Kenichi Yamakoshi
Original assignee: NEC Avio Infrared Technologies Co Ltd
Current assignee: NEC Avio Infrared Technologies Co Ltd
Priority date: 1989-05-18
Filing date: 1989-05-18
Publication date: 1992-09-28
Also published as: JPH02305555A

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。

〔従来の技術〕

呼吸管理を必要とする重傷患者、麻酔下にある
患者等にあつては、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
リツ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。

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。

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
長によつて相違する。一般に波長λでは、還元ヘモグロビンHbの吸光係数：ε〓_Hb 酸化ヘモグロビンHb₀の吸光係数：ε〓_Hbp 動脈血のHb濃度：ε^a _Hb 動脈血のHb₀濃度：ε^a _Hbp 静脈血のHb濃度：ε^v _Hb 静脈血のHb₀濃度：ε^v _Hbp 組織の吸光係数：ε〓_t 組織濃度：Ct 散乱光による吸収：B〓_s 吸収物質の光路長：ｄ透過光：I〓とし、第７図から、状態（）と（）で被測定
系全体の吸光量を夫々OD₁，OD₂とすると、状態
（）、（）では、Lamber−Beer（ランバート・
ベア）の法則により、 OD〓₁＝log（I〓₀／I〓₁）＝ε〓_tCtdt＋ε〓_vCvdv＋（ε〓_HbC_Hb＋ε〓_HbpC_Hbp）da＋B〓_S1 ……(1) OD〓₂＝log（I〓₀／I〓₂）＝ε〓_tCtdt＋ε〓_vCvdv＋（ε〓_HbC_Hb＋ε〓_HbpC_Hbp）da＋B〓_S2 ……(2) で表わせる。

さて、吸光量の差をΔA〓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〓_S1B〓_S2
とする）。

ΔA〓＝OD〓₁−OD〓₂＝log（I〓₀／I〓₁）＝（ε〓_HbC_Hb＋ε〓_HbpC_Hbp）Δda ……(3) 従つて、波長λ₁、λ₂に対する吸光量の差ΔA〓¹，
ΔA〓²は、次のように表わされる。

ΔA〓¹＝（ε〓¹ _HbC_Hb＋ε〓¹ _HbpC_Hbp）Δda ……(4) ΔA〓²＝（ε〓² _HbC_Hb＋ε〓² _HbpC_Hbp）Δda ……(5) 一方、全還元ヘモグロビンHbの濃度Ｃは、Ｃ＝C_Hb＋C_Hbp ……(6) であるから、C_Hbは、 C_Hb＝Ｃ−C_Hbp ……(7) と成り、又、酸素飽和度OSは、 OS＝C_Hb／Ｃ ……(8) と成るから、(7)、(8)式より、C_Hbpは次のように表
わされる。

C_Hbp＝Ｃ・OS ……(9) 従つて、波長λ₁、λ₂での吸光量の差の比を求め
ると、次式のように成る。

ΔA〓¹／ΔA〓²＝ε〓¹／_HbC_Hb＋ε〓¹／_HbpC_Hbp／ε〓²／_HbC_Hb＋ε〓²／_HbpC_Hbp＝ε〓¹／_Hb（１−OS
）＋ε〓¹／_HbpOS／ε〓²／_Hb（１−OS）＋ε〓²／_HbpO
S……(10) この式(10)から、OSは次式のように成る。

OS＝ε〓¹／_Hb−ε〓²／_Hb・（ΔA〓¹／ΔA〓²）
／（ε〓²／_Hbp−ε〓²／_Hb）・（ΔA〓¹／ΔA〓²）＋
（ε〓¹／_Hb−ε〓²／_Hbp）……(11) 今、λ₂をH_b、H_Hbpの等吸収点（Isosbestic
Point：イソスベスチツク・ポイント）に選ぶと、 ε〓² _Hbp＝ε〓² _Hb ……(12) と成るから、酸素飽和度OSは、 OS＝ε〓¹／_Hb／ε〓¹／_Hb−ε〓¹／_Hbp−λ₂／ε〓²／_Hb−ε〓²／_Hbp・ΔA〓¹／ΔA〓²……(13) と表わすことができる。

〔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つてい
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つた。

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。

〔課題を解決するための手段及び作用〕

本発明は、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の光の被検体の指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
７と、被検体の指８にカフ圧を加える加圧手段
５，１１，１２とを備え、被検体の指８に取り付
けられる複合検出器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２
５，２６及び(c)吸光度変化分信号を得る手段２
３，２４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
算によつて、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。

〔実施例〕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、少なく共、以下の３つの状態に設定する。

状態（）は（動脈血）＋（静脈血）＋（組織）＋（散乱層）状態（）は（動脈血）＋（組織）＋（散乱層）状態（）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（′）が追加される。

入射光量をI〓₁、透過光量をI〓₀とし、被測定系全
体の吸光量を２つの光の波長λ₁、λ₂に対し、夫々
OD〓¹、OD〓²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（）（カフ圧が０又は低圧で、動脈及び静
脈に血量の変化がない領域） OD〓¹ ₁＝log（I〓¹ ₀／I〓¹ ₁＝（ε〓¹ _HbC^a _Hb＋ε〓
¹ _HbpC^a _Hbp）da＋（ε〓¹ _HbC^v _Hb＋ε〓¹ _HbpC^v _Hbp）dv＋
ε〓¹ _tCtdt＋B〓¹ ₁……(a) OD〓² ₁＝log（I〓² ₀／I〓² ₁）＝（ε〓² _HbC^a _Hb＋ε
〓² _HbpC^a _Hbp）da＋（ε〓² _HbC^v _Hb＋ε〓² _HbpC^v _Hbp）dv
＋ε〓² _tCtdt＋B〓² ₁……(b) 状態（′）（カフ圧によつて静脈血量のみが変化
する領域） OD〓¹ ₁′＝log（I〓¹ ₀／I〓¹ ₁′＝（ε〓¹ _HbC^a _Hb＋
ε〓¹ _HbpC^a _Hbp）da＋（ε〓¹ _HbC^v _Hb＋ε〓¹ _HbpC^v _Hbp）d
v′＋ε〓¹ _tCtdt＋B〓¹ ₁′……(c) OD〓² ₁′＝log（I〓² ₀／I〓² ₁′）＝（ε〓² _HbC^a _Hb＋ε〓² _HbpC^a _Hbp）da＋（ε〓² _HbC^v _Hb＋ε〓² _HbpC^v _Hbp
）dv′＋ε〓² _tCtdt＋B〓² ₁′……(d) 状態（）（カフ高圧部で静脈血管の血流が止ま
り、動脈血流だけに成つた領域） OD〓¹ ₂＝log（I〓¹ ₀／I〓¹ ₂）＝（ε〓¹ _HbC^a _Hb＋ε〓¹ _HbpC^a _Hbp）da′＋ε〓¹ _tCtdt
＋Ｂ……(e) OD〓² ₂＝log（I〓² ₀／I〓² ₂）＝（ε〓² _HbC^a _Hb＋ε〓² _HbpC^a _Hbp）da′＋ε〓² _tCtdt
＋Ｂ……(f) 状態（）（カフの最高圧部で静脈及び動脈共完
全に血流が止つている領域） OD〓¹ ₃＝log（I〓¹ ₀／I〓¹ ₃）＝ε〓¹ _tCtdt＋B〓¹ ₃……
(g) OD〓² ₃＝log（I〓² ₀／I〓² ₃）＝ε〓² _tCtdt＋B〓² ₃……
(h) (a)−(c)及び(b)−(d)の式の演算（但し、B〓¹ ₁
B〓¹ ₁′、B〓² ₁B〓² ₁′）から、状態（）及び状態
（′）の吸光度の差ΔA〓¹ ₁₁′、ΔA〓² ₁₁′は、静脈
血に
対する吸光度が残り、 ΔA〓¹ ₁₁′＝OD〓¹ ₁−OD〓¹ ₁′ ＝（ε〓¹ _HbC^v _Hb＋ε〓¹ _HbpC^v _Hbp）Δdv ……（ｉ） ΔA〓² ₁₁′＝OD〓² ₁−OD〓² ₁′ ＝（ε〓² _HbC^v _Hb＋ε〓² _HbpC^v _Hbp）Δdv ……(j) と成り、更に ΔA〓¹ ₁₁′＝log（I〓¹ ₀／I〓¹ ₁）−log（I〓¹ ₀／I
〓¹ ₁′）＝log（I〓¹／₀／I〓¹／₁）／（I〓¹／₀／I〓¹／₁′）log（I〓¹ ₁′／I〓¹ ₁）＝Y〓¹……(k) （但し、logI〓¹ ₁′−logI〓¹ ₁はｔの関数である） ΔA〓² ₁₁′＝log（I〓² ₀／I〓² ₁）−log（I〓² ₀／I
〓² ₁′）＝log（I〓²／₀／I〓²／₁）／（I〓²／₀／I〓²／₁′）＝log（I〓² ₁′／I〓² ₁）＝Y〓²……(l) と成る。(e)−(g)及び(f)−(h)の式の演算から、状態
（）、（）の吸光度の差を求めると、 ΔA〓¹ ₂₃＝OD〓¹ ₂−OD〓¹ ₃＝log（I〓¹ ₀／I〓¹ ₂）
−log（I〓¹ ₀／I〓¹ ₃）＝log（I〓¹／₀／I〓¹／₂）／（
I〓¹／₀／I〓¹／₃）＝log（I〓¹ ₃／I〓¹ ₂）＝Y′〓¹…
…(m) ΔA〓² ₂₃＝OD〓² ₂−OD〓² ₃＝log（I〓² ₀／I〓² ₂）
−log（I〓² ₀／I〓² ₃）＝log（I〓²／₀／I〓²／₂）／（
I〓²／₀／I〓²／₃）＝log（I〓² ₃／I〓² ₂）＝Y′〓²…
…(n) と成る。従つて、静脈系及び動脈系の酸素飽和度
を夫々OSv、OSaとすると、これらは上述の(k)，
(l)式から、次式のように表わされる〔(9)式参照〕。

OSv＝ε〓¹／_Hb／ε〓¹／_Hb−ε〓¹／_Hb0−Ｂ／ε〓¹／
_Hb−ε〓¹／_Hbp ・logI〓¹／₁′／I〓¹／₁／logI〓²／₁′／I〓²／₁＝
ＡY〓¹／Y〓²−Ｂ……(o) OSa＝ε〓¹／_Hb／ε〓¹／_Hb−ε〓¹／_Hbp−Ｂ／ε〓¹／
_Hb−ε〓¹／_Hbp ・logI〓¹／₃／I〓¹／₂／logI〓²／₃／I〓²／₂＝ＡY
′〓¹／Y′〓²−Ｂ……(p) 尚、(m)，(p)式において、Ａ、Ｂは夫々、Ａ＝ε〓¹／_Hb／（ε〓¹／_Hb−ε〓¹／_Hbp）² Ｂ＝−ε〓¹／_Hb／ε〓¹／_Hb−ε〓¹／_-Hbp である。

又、動脈系の酸素飽和度〔(m)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 ΔOS_a-v＝Ａ・Y〓¹／Y〓²−Y′〓¹／Y′〓² ……(q) 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。

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λ₁（＝750nm）、λ₂（＝809nm）を有するレー
ザダイオード、６はフオトセンサで、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
プテイカルフアイバ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
射光がフオトセンサ６に入射せしめられる。又、
圧迫用カフ５の表面にフオトセンサ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
イフアクタが50％で、互いに逆相の駆動パルスＰ
（λ₁）、Ｐ（λ₂）が形成せしめられ、これら駆動パ
ルスＰ（λ₁）、Ｐ（λ₂）が、レーザダイオード１，
２に供給されることによつて、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。

フオトセンサ６からの光検出信号は、アンプ１
３によつて増幅された後、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（λ₁）、Ｐ（λ₂）
に夫々同期し、デユーテイフアクタが共に50％よ
り小さい（等しい）２のパルスがによつてサンプ
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
I〓¹、I〓²の信号が出力される。

これら透過光量I〓¹、I〓²の信号は、夫々対数回
路１７，１８、ローパスフイルタ１９，２０及び
ハイパスフイルタ２１，２２に供給される。そし
て、対数回路１７，１８の各出力が、夫々ハイパ
スフイルタ２３，２４に供給され、ローパスフイ
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、ハイパスフイルタ２３，２４から、
夫々吸光度変化分信号（吸光度の差の信号）
ΔA〓¹，ΔA〓²の信号が、対数回路２５，２６か
ら、夫々吸光度A〓¹（＝OD〓¹）、A〓²（＝OD〓²）の信
号が、ハイパスフイルタ２１，２２から、夫々透
過光量I〓¹、I〓²の信号に重畳した脈波成分信号
（容積脈波に比例る）ΔI〓¹、ΔI〓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、マイクロコンピユー
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と連通する圧力センサ１５に
よつて検出され、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
イクロコンピユータ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、マイクロコンピユータ
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。

又、第１図の実施例において、透過光量I〓¹、
I〓²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
コンピユータ２８によつて演算して、吸光度
ΔA〓¹、ΔA〓²の信号、吸光度A〓¹、A〓²の信号及び
脈波成分ΔI〓¹、ΔI〓²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
タ２８おける上述の各デジタル信号の演算につい
て、第２図のフローチヤ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０mmHgから徐々の増加させ、180mmHgに達し
たら、今度は、０mmHg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A〓¹、A〓²及び
脈波成分ΔI〓²（ΔI〓¹も可）の各波形を示す。

第４図において、カフ圧Ｐが０mmHgのときは、
吸光度A〓¹、A〓²は夫々異なる一定値を保つてお
り、脈波成分ΔI〓²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A〓¹、A〓²の値及び脈波成分ΔI〓²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A〓¹、A〓²の値及び脈波成分ΔI〓²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（）〔及び状態（′）〕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０と成り、動脈血流のみとなつた状態、即ち状
態（）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180mmHgに達すると、動脈の血
流もなくなり、吸光度A〓¹、A〓²の値は一定と成
り（第３図の状態（）〕、脈波成分ΔI〓²の振幅は
略０に成る。この状態（）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０mm
Hgを目差して、上昇時と対称的に下降させると、
吸光度A〓¹、A〓²の値及び脈波成分ΔI〓²の振幅も、
カフ圧Ｐの上昇時と略対称に変化する。

従つて、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A〓¹、A〓²及び脈波成分ΔI〓²
について説明し、カフ圧の下降時カフ圧Ｐ、吸光
度A〓¹、A〓²及び脈波成分ΔI〓²については括弧書で
示す。

吸光度A〓¹、A〓²のいずれか一方は両方の微係
数が、０から正の値（負の値から０）に変化した
とき、即ち、状態（）が検出されたとき（ステ
ツプST−１）、吸光度A〓¹、A〓²の各値A〓¹ ₁、A〓² ₁
を得る（例えば、検出する、以下、同じ）（ステ
ツプST−２）。

脈波成分ΔI〓²の振幅が、一定値E₁からE₁より大
きいE₂（E₂からE₁）に変化したとき、即ち、状態
（′）が検出されたとき（ステツプST−３）、吸
光量A〓¹（＝OD〓¹）、A〓²（＝OD〓²）の各値A〓¹ ₁′
、
A〓² ₁′を得る（ステツプST−４）。

脈波成分ΔI〓²の振幅が、E₂より大きいE₃〔≦最
大値Emax〕（E₃）に変化したとき、即ち、状態
（）が検出されたとき（ステツプST−５）、吸
光度A〓¹、A〓²の各値A〓¹ ₂、A〓² ₂を得る（ステツプ
ST−６）。

脈波成分ΔI〓²の振幅が、E₄〔＝０又は≒０〕
（E₄）に成つたとき、即ち、状態（）が検出さ
れたとき（ステツプST−７）、吸光度A〓¹、A〓²の
各値A〓¹ ₃、A〓² ₃を得る（ステツプST−８）。

A〓¹ ₁、A〓² ₁、A〓¹ ₁′、A〓² ₁′を用いて、式(m)にY
〓¹＝
A〓¹ ₁−A〓¹ ₁′、Y〓²＝A〓² ₁−A〓² ₁′を代入して演算
（第１
の演算）を行つて、静脈の酸素飽和度OSvを算出
する（ステツプST−９）。

A〓¹ ₂、A〓² ₂、A〓¹ ₃、A〓² ₃を用いて、式(p)にY〓¹
＝
A〓¹ ₂−A〓¹ ₃、Y〓²＝A〓² ₂−A〓² ₃を代入して演算（第
２
の演算）を行つて、静脈の醸素飽和度OSvを算出
する（ステツプST−10）。

脈波成分ΔI〓²の振幅が、E₁からE₂(D)に（E₂か
らE₁に）に変化（第１の変化）をしたことが検
出されたとき（ステツプST−11）、カフ圧Pcの
値、即ち、最小血圧Pminを得る（例えば、検出
する、以下、同じ）（ステツプST−12）（第２図
及び第５図参照）。

脈波成分ΔI〓²の振幅が最大(M)に成つたことが検
出されたとき（ステツプST−13）、カフ圧Pcの
値、即ち、平均血圧Pmvを得る（例えば、検出
する、以下、同じ）（ステツプST−14）（第２図
及び第５図参照）。

脈波成分ΔI〓²の振幅が、E₂から、E₁、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（ステツプST−
15）、カフ圧Pcの値、即ち、最大血圧Pmaxを得
る（ステツプST−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、CRT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、オシロメトリツク
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。

〔発明の効果〕

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）の指に取付けるだけで、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、測定に準
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、又、患者に
対し何らの障害も及ぼす虞のない測定装置を得る
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ツク線図、
第２図は実施例のマイクロコンピユータによる信
号処理の一例を示すフローチヤート、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はフオトセンサ、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、１
７，１８，２５，２６は対数回路、１９，２０は
ローパスフイルタ、２１，２２，２３，２４はハ
イパスフイルタ、２７はＡ／Ｄ変換回路、２８は
マイクロコンピユータである。

Claims

【特許請求の範囲】１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
光の被検体の指を透過した第１及び第２の透過光
の光量を検出する光検出器と、上記被検体の指に
カフ圧を加える加圧手段とを備え、上記被検体の
指に取り付けられる複合検出器と、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つて、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。