JPH0461849A - 末梢循環検出装置 - Google Patents
末梢循環検出装置Info
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- JPH0461849A JPH0461849A JP2173975A JP17397590A JPH0461849A JP H0461849 A JPH0461849 A JP H0461849A JP 2173975 A JP2173975 A JP 2173975A JP 17397590 A JP17397590 A JP 17397590A JP H0461849 A JPH0461849 A JP H0461849A
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-
- A—HUMAN NECESSITIES
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- 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
- A61B5/14551—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 for measuring blood gases
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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、生体の末梢血管の血液循環状態を検出する末
梢循環検出装置に関する。
梢循環検出装置に関する。
従来の技術
患者の末梢血管の血液循環状態は生理状態を示す重要な
指標の一つであり、正確に把握されることが望まれる。
指標の一つであり、正確に把握されることが望まれる。
たとえば手術中などにおいて患者の循環器官の動態を監
視するための一手段として、患者の皮膚温に基づいて末
梢血管の血液循環状態を把握することが行われている。
視するための一手段として、患者の皮膚温に基づいて末
梢血管の血液循環状態を把握することが行われている。
発明が解決しようとする課題
しかしながら、上記皮膚温は室温などによっても変化す
るため、斯かる皮膚温により末梢血管の血液循環状態を
確実に検出することは困難であり、皮膚温からは患者の
循環器官の動態を正確に監視し難く、患者のショック状
態などを早期に把握できない場合があった。
るため、斯かる皮膚温により末梢血管の血液循環状態を
確実に検出することは困難であり、皮膚温からは患者の
循環器官の動態を正確に監視し難く、患者のショック状
態などを早期に把握できない場合があった。
本発明は以上の事情を背景として為されたものであって
、その目的とするところは、末梢血管の血液循環状態を
確実に検出し得て循環動態を正確に監視し得る末梢循環
検出装置を提供することにある。
、その目的とするところは、末梢血管の血液循環状態を
確実に検出し得て循環動態を正確に監視し得る末梢循環
検出装置を提供することにある。
課題を解決するための手段
ところで、血液中の酸素飽和度を非観血的に測定するオ
キシメータとしては、透過型のものが従来から用いられ
ているが、その他に、たとえば本出願人が先に出願して
公開された特開平2−111344号公報に記載されて
いるような反射型オキシメータが考えられている。本発
明者は種々実験を重ねた結果、血液中の酸素飽和度を透
過型オキシメータにより測定する場合には、手術中など
において患者の末梢血管の血液循環状態が変化しても、
それに伴って酸素飽和度が変化することはないが、反射
型オキシメータにより測定する場合には、手術中などに
おいて患者の末梢血管の血液循環状態が変化すると、そ
の末梢血管の血液循環状態の変化に応じて酸素飽和度も
変化することを見い出した。本発明は斯かる知見に基づ
いて為されたものであって、その要旨とするところは、
生体の末梢血管の血液循環状態を検出する末梢循環検出
装置であって、第1図のクレーム対応図に示すように、
(a)前記生体に波長の異なる所定の光を照射してその
光の透過光をそれぞれ検出し、それらの透過光の強度を
表す光電脈波信号に基づいて血液中の酸素飽和度を測定
する透過型酸素飽和度測定手段と、(b)前記生体に波
長の異なる所定の光を照射してその光の反射光をそれぞ
れ検出し、それらの反射光の強度を表す光電脈波信号に
基づいて血液中の酸素飽和度を測定する反射型酸素飽和
度測定手段と、(C)前記透過型酸素飽和度測定手段に
より測定された酸素飽和度と前記反射型酸素飽和度測定
手段により測定された酸素飽和度との差に基づいて、前
記末梢血管の血液循環状態を決定する末梢循環決定手段
とを含むことにある。
キシメータとしては、透過型のものが従来から用いられ
ているが、その他に、たとえば本出願人が先に出願して
公開された特開平2−111344号公報に記載されて
いるような反射型オキシメータが考えられている。本発
明者は種々実験を重ねた結果、血液中の酸素飽和度を透
過型オキシメータにより測定する場合には、手術中など
において患者の末梢血管の血液循環状態が変化しても、
それに伴って酸素飽和度が変化することはないが、反射
型オキシメータにより測定する場合には、手術中などに
おいて患者の末梢血管の血液循環状態が変化すると、そ
の末梢血管の血液循環状態の変化に応じて酸素飽和度も
変化することを見い出した。本発明は斯かる知見に基づ
いて為されたものであって、その要旨とするところは、
生体の末梢血管の血液循環状態を検出する末梢循環検出
装置であって、第1図のクレーム対応図に示すように、
(a)前記生体に波長の異なる所定の光を照射してその
光の透過光をそれぞれ検出し、それらの透過光の強度を
表す光電脈波信号に基づいて血液中の酸素飽和度を測定
する透過型酸素飽和度測定手段と、(b)前記生体に波
長の異なる所定の光を照射してその光の反射光をそれぞ
れ検出し、それらの反射光の強度を表す光電脈波信号に
基づいて血液中の酸素飽和度を測定する反射型酸素飽和
度測定手段と、(C)前記透過型酸素飽和度測定手段に
より測定された酸素飽和度と前記反射型酸素飽和度測定
手段により測定された酸素飽和度との差に基づいて、前
記末梢血管の血液循環状態を決定する末梢循環決定手段
とを含むことにある。
作用および発明の効果
斯かる構成の末梢循環検出装置においては、透過型酸素
飽和度測定手段と反射型酸素飽和度測定手段とによって
酸素飽和度が別々に測定される。
飽和度測定手段と反射型酸素飽和度測定手段とによって
酸素飽和度が別々に測定される。
この透過型酸素飽和度測定手段により測定される酸素飽
和度は末梢血管の血液循環状態が変化しても変化しない
が、反射型酸素飽和度測定手段により測定される酸素飽
和度は末梢血管の血液循環状態の変化に応じて変化する
ため、末梢循環決定手段により、透過型酸素飽和度測定
手段による酸素飽和度と反射型酸素飽和度測定手段によ
る酸素飽和度との差に基づいて、末梢血管の血液循環状
態を確実に検出することができる。したがって、皮膚温
により末梢血管の血液循環状態を把握する従来の場合に
比べて、手術中などにおける患者の循環器官の動態を一
層正確に監視し得るとともに、患者のショック状態など
を一層早期に把握することができる。
和度は末梢血管の血液循環状態が変化しても変化しない
が、反射型酸素飽和度測定手段により測定される酸素飽
和度は末梢血管の血液循環状態の変化に応じて変化する
ため、末梢循環決定手段により、透過型酸素飽和度測定
手段による酸素飽和度と反射型酸素飽和度測定手段によ
る酸素飽和度との差に基づいて、末梢血管の血液循環状
態を確実に検出することができる。したがって、皮膚温
により末梢血管の血液循環状態を把握する従来の場合に
比べて、手術中などにおける患者の循環器官の動態を一
層正確に監視し得るとともに、患者のショック状態など
を一層早期に把握することができる。
実施例
以下、本発明の一実施例を図面に基づいて詳細に説明す
る。
る。
第2図は本発明の末梢循環検出装置の一例を示す図であ
って、その構成を示す回路図である。図において、6は
、透過光に基づいて酸素飽和度を測定するための透過光
用回路であり、8は、反射光に基づいて酸素飽和度を測
定するための反射光用回路である。透過光用回路6にお
いて、10゜12はLED等から成る発光素子である。
って、その構成を示す回路図である。図において、6は
、透過光に基づいて酸素飽和度を測定するための透過光
用回路であり、8は、反射光に基づいて酸素飽和度を測
定するための反射光用回路である。透過光用回路6にお
いて、10゜12はLED等から成る発光素子である。
発光素子10は、たとえば660mμ程度の波長の赤色
光を発光するとともに、発光素子12は、たとえば80
4mμ程度の波長の赤外光を発光するものである。しか
し、必ずしもこれらの波長に限定されるものではなく、
ヘモグロビンの吸光係数と酸化ヘモグロビンの吸光係数
とが大きく異なる波長の光と、それら両吸光係数が略同
じとなる波長の光とを発光するものであればよい。
光を発光するとともに、発光素子12は、たとえば80
4mμ程度の波長の赤外光を発光するものである。しか
し、必ずしもこれらの波長に限定されるものではなく、
ヘモグロビンの吸光係数と酸化ヘモグロビンの吸光係数
とが大きく異なる波長の光と、それら両吸光係数が略同
じとなる波長の光とを発光するものであればよい。
発光素子10.12は、一定時間の間所定の周波数で順
番に発光させられるようになっており、それら発光素子
10.12から発光された光は図示しない生体の一部(
たとえば耳や指など)を透過し、各透過光が共通の受光
素子14によりそれぞれ受光される。受光素子14は、
たとえばホトダイオードやホトトランジスタあるいは光
電池等から成り、その受光量に対応した大きさの電気信
号S V tを増幅器16を介してデマルチプレクサ1
8へ出力する。デマルチプレクサ18は、後述の切換信
号S01により発光素子10.12の発光に同期して切
り換えられることにより、赤色光による電気信号5Vt
−*を対数演算器20へ、赤外光による電気信号5Vt
−+*を対数演算器22へそれぞれ出力する。
番に発光させられるようになっており、それら発光素子
10.12から発光された光は図示しない生体の一部(
たとえば耳や指など)を透過し、各透過光が共通の受光
素子14によりそれぞれ受光される。受光素子14は、
たとえばホトダイオードやホトトランジスタあるいは光
電池等から成り、その受光量に対応した大きさの電気信
号S V tを増幅器16を介してデマルチプレクサ1
8へ出力する。デマルチプレクサ18は、後述の切換信
号S01により発光素子10.12の発光に同期して切
り換えられることにより、赤色光による電気信号5Vt
−*を対数演算器20へ、赤外光による電気信号5Vt
−+*を対数演算器22へそれぞれ出力する。
対数演算器20.22は、前記一定時間の間に出力され
た電気信号S Vt−* 、 S Vt−+iの対数
を演算し、その対数演算された信号をバイパスフィルタ
24.26へそれぞれ出力する。バイパスフィルタ24
.26は、入力された信号から低周波数成分をそれぞれ
除去して脈動による透過光の変動成分を表す脈波信号S
Mt−i 、 S Mt−+*をそれぞれ取り出し
、それら脈波信号SML−え、SMtlをA/D変換器
28.30を介してI10ボート32へ供給する。
た電気信号S Vt−* 、 S Vt−+iの対数
を演算し、その対数演算された信号をバイパスフィルタ
24.26へそれぞれ出力する。バイパスフィルタ24
.26は、入力された信号から低周波数成分をそれぞれ
除去して脈動による透過光の変動成分を表す脈波信号S
Mt−i 、 S Mt−+*をそれぞれ取り出し
、それら脈波信号SML−え、SMtlをA/D変換器
28.30を介してI10ボート32へ供給する。
I10ポート32は、データバスラインを介してCPU
34 ROM36.RAM3B、CRTデイスプレィ
装置等の表示器40とそれぞれ接続されている。CPU
34は、RAM38の記憶機能を利用しつつROM36
に予め記憶されたプログラムに従って信号処理を実行し
、I10ポート32から駆動回路41へ発光信号SLD
、を出力して発光素子10.12を一定時間の間所定の
周波数で順番に発光させる一方、それら発光素子10.
12の発光に同期してデマルチプレクサ18へ切換信号
S01を出力してデマルチプレクサ18を切り換えるこ
とにより、電気信号SV、、を対数演算器20へ、電気
信号5Vt−+*を対数演算器22へそれぞれ振り分け
るとともに、前記脈波信号SMt−* 、SMt−+*
がそれぞれ表す1つの脈波の各振幅値を所定のアルゴリ
ズムに従ってそれぞれ決定し、各振幅値の比に基づいて
予め定められた関係から血液中のヘモグロビンの酸素飽
和度03−−t (透過光に基づくもの)を決定し、
それを表示器40に表示させる。
34 ROM36.RAM3B、CRTデイスプレィ
装置等の表示器40とそれぞれ接続されている。CPU
34は、RAM38の記憶機能を利用しつつROM36
に予め記憶されたプログラムに従って信号処理を実行し
、I10ポート32から駆動回路41へ発光信号SLD
、を出力して発光素子10.12を一定時間の間所定の
周波数で順番に発光させる一方、それら発光素子10.
12の発光に同期してデマルチプレクサ18へ切換信号
S01を出力してデマルチプレクサ18を切り換えるこ
とにより、電気信号SV、、を対数演算器20へ、電気
信号5Vt−+*を対数演算器22へそれぞれ振り分け
るとともに、前記脈波信号SMt−* 、SMt−+*
がそれぞれ表す1つの脈波の各振幅値を所定のアルゴリ
ズムに従ってそれぞれ決定し、各振幅値の比に基づいて
予め定められた関係から血液中のヘモグロビンの酸素飽
和度03−−t (透過光に基づくもの)を決定し、
それを表示器40に表示させる。
一方、上記反射光用回路8において、42.44は発光
素子、46は受光素子である。これら発光素子42.4
4および受光素子46は、たとえば、本出願人が先に出
願して公開された特開平2111344号公報に記載さ
れているように、受光素子46を中心とする円周上にお
いて各複数個の発光素子42.44が所定間隔毎に全周
に亘って交互に設けられる。発光素子42.44は、前
記発光素子10.12と同様の赤色光および赤外光を発
光するものであって、一定時間の間所定の周波数で順番
に発光させられるようになっており、それら発光素子4
2.44から図示しない生体に向かって発光された光は
、その生体にて反射させられ、各反射光は共通の受光素
子46によりそれぞれ受光される。
素子、46は受光素子である。これら発光素子42.4
4および受光素子46は、たとえば、本出願人が先に出
願して公開された特開平2111344号公報に記載さ
れているように、受光素子46を中心とする円周上にお
いて各複数個の発光素子42.44が所定間隔毎に全周
に亘って交互に設けられる。発光素子42.44は、前
記発光素子10.12と同様の赤色光および赤外光を発
光するものであって、一定時間の間所定の周波数で順番
に発光させられるようになっており、それら発光素子4
2.44から図示しない生体に向かって発光された光は
、その生体にて反射させられ、各反射光は共通の受光素
子46によりそれぞれ受光される。
受光素子46は、その受光量に対応した大きさの電気信
号SV、、を増幅器48を介してローパスフィルタ50
へ出力する。ローパスフィルタ50は、入力された電気
信号SV、から脈波の周波数よりも高い周波数を有する
ノイズを除去し、脈動による反射光の変動成分を表す脈
波信号SM、一つ。
号SV、、を増幅器48を介してローパスフィルタ50
へ出力する。ローパスフィルタ50は、入力された電気
信号SV、から脈波の周波数よりも高い周波数を有する
ノイズを除去し、脈動による反射光の変動成分を表す脈
波信号SM、一つ。
SM□□をデマルチプレクサ52へ出力する。デマルチ
プレクサ52は、後述の切換信号S02により発光素子
42.44の発光に同期して切り換えられることにより
、赤色光による脈波信号SMr−Rをサンプルホールド
回路54およびA/D変換器56を介してI10ポート
32へ供給するとともに、赤外光による脈波信号SMr
−+*をサンプルホールド回路58およびA/D変換器
60を介してI10ポート32へ供給する。サンプルホ
ールド回路54.58は、入力された脈波信号SMr−
II + SMr−1111をA/D変換器56.58
へ出力する際に、前回出力した脈波信号SM、、、SM
r−1111についてのA/D変換器56.58におけ
る変換作動が終了するまで、次に出力する脈波信号SM
、−え、SMr−+*をそれぞれホールドするものであ
る。
プレクサ52は、後述の切換信号S02により発光素子
42.44の発光に同期して切り換えられることにより
、赤色光による脈波信号SMr−Rをサンプルホールド
回路54およびA/D変換器56を介してI10ポート
32へ供給するとともに、赤外光による脈波信号SMr
−+*をサンプルホールド回路58およびA/D変換器
60を介してI10ポート32へ供給する。サンプルホ
ールド回路54.58は、入力された脈波信号SMr−
II + SMr−1111をA/D変換器56.58
へ出力する際に、前回出力した脈波信号SM、、、SM
r−1111についてのA/D変換器56.58におけ
る変換作動が終了するまで、次に出力する脈波信号SM
、−え、SMr−+*をそれぞれホールドするものであ
る。
上記CPU34は、RAM3Bの記憶機能を利用しつつ
ROM36に予め記憶されたプログラムに従って信号処
理を実行し、I10ポート32から駆動回路62へ発光
信号SLD、を出力して発光素子42.44を一定時間
の間所定の周波数で順番に発光させる一方、それら発光
素子42.44の発光に同期してデマルチプレクサ52
へ切換信号S02を供給してデマルチプレクサ52を切
り換えることにより、脈波信号SM、、をサンプルホー
ルド回路54へ、脈波信号SM、−INをサンプルホー
ルド回路58へそれぞれ振り分ける。また、CPU34
は、予め記憶されたプログラムに従って、入力された脈
波信号SM、−8,SM、−1*が表す1つの脈波の各
振幅値を所定のアルゴリズムに従ってそれぞれ決定し、
各振幅値の比に基づいて予め定められた関係から血液中
のヘモグロビンの酸素飽和度O3,、(反射光に基づく
もの)を決定して、それを表示器40に表示させるとと
もに、前記透過光に基づく酸素飽和度031=、と反射
光に基づく酸素飽和度o s a−rとの差に基づいて
、すなわち、たとえばo s m−r とOS、−tと
の比を算出することに基づいて末梢血管の血液循環状態
を決定して、それを表示器40に表示させる。
ROM36に予め記憶されたプログラムに従って信号処
理を実行し、I10ポート32から駆動回路62へ発光
信号SLD、を出力して発光素子42.44を一定時間
の間所定の周波数で順番に発光させる一方、それら発光
素子42.44の発光に同期してデマルチプレクサ52
へ切換信号S02を供給してデマルチプレクサ52を切
り換えることにより、脈波信号SM、、をサンプルホー
ルド回路54へ、脈波信号SM、−INをサンプルホー
ルド回路58へそれぞれ振り分ける。また、CPU34
は、予め記憶されたプログラムに従って、入力された脈
波信号SM、−8,SM、−1*が表す1つの脈波の各
振幅値を所定のアルゴリズムに従ってそれぞれ決定し、
各振幅値の比に基づいて予め定められた関係から血液中
のヘモグロビンの酸素飽和度O3,、(反射光に基づく
もの)を決定して、それを表示器40に表示させるとと
もに、前記透過光に基づく酸素飽和度031=、と反射
光に基づく酸素飽和度o s a−rとの差に基づいて
、すなわち、たとえばo s m−r とOS、−tと
の比を算出することに基づいて末梢血管の血液循環状態
を決定して、それを表示器40に表示させる。
次に、以上のように構成された末梢循環検出装置の作動
を第3図のフローチャートに従って説明する。
を第3図のフローチャートに従って説明する。
まず、ステップS1が実行されることにより、発光信号
SLD、が駆動回路41へ出力されることにより、発光
素子10からの赤色光と発光素子12からの赤外光とが
一定時間(たとえば1〜2秒間)の開所定周波数の短幅
パルス(たとえばlOμ5ec)で順番に照射されると
ともに、ステップS2の酸素飽和度03a−を決定ルー
チンが実行されることにより、本出願人が先に出願して
公開された実開昭61−56208号公報に記載されて
いる測定原理に従って、入力された脈波信号SMt−1
1SMt−+、lが表す各脈波の振幅値の比に基づいて
予め定められた関係から酸素飽和度O3,−tが決定さ
れる。本実施例においては、上記ステップSl、ステッ
プS2.および上記透過光用回路6が透過型酸素飽和度
測定手段に対応する。
SLD、が駆動回路41へ出力されることにより、発光
素子10からの赤色光と発光素子12からの赤外光とが
一定時間(たとえば1〜2秒間)の開所定周波数の短幅
パルス(たとえばlOμ5ec)で順番に照射されると
ともに、ステップS2の酸素飽和度03a−を決定ルー
チンが実行されることにより、本出願人が先に出願して
公開された実開昭61−56208号公報に記載されて
いる測定原理に従って、入力された脈波信号SMt−1
1SMt−+、lが表す各脈波の振幅値の比に基づいて
予め定められた関係から酸素飽和度O3,−tが決定さ
れる。本実施例においては、上記ステップSl、ステッ
プS2.および上記透過光用回路6が透過型酸素飽和度
測定手段に対応する。
次に、ステップS3が実行されて、発光信号SL D
zが駆動回路62へ出力されることにより、発光素子4
2からの赤色光と発光素子44からの赤外光とが一定時
間(たとえば1〜2秒間)の間所定の周波数の短幅パル
ス(たとえば10μ5ec)で順番に照射されるととも
に、ステップS4の酸素飽和度OS、、決定ルーチンが
実行されることにより、たとえば、前記特開平2−11
1344号公報に記載されている酸素飽和度決定手法と
同様にして、入力された脈波信号SM、−,,SM。
zが駆動回路62へ出力されることにより、発光素子4
2からの赤色光と発光素子44からの赤外光とが一定時
間(たとえば1〜2秒間)の間所定の周波数の短幅パル
ス(たとえば10μ5ec)で順番に照射されるととも
に、ステップS4の酸素飽和度OS、、決定ルーチンが
実行されることにより、たとえば、前記特開平2−11
1344号公報に記載されている酸素飽和度決定手法と
同様にして、入力された脈波信号SM、−,,SM。
1つが表す各脈波の振幅値の比に基づいて予め定められ
た関係から酸素飽和度o s a−rが決定される。
た関係から酸素飽和度o s a−rが決定される。
本実施例においては、上記ステップS3.ステップ34
.および上記反射光用回路8が反射型酸素飽和度測定手
段に対応する。
.および上記反射光用回路8が反射型酸素飽和度測定手
段に対応する。
次いで、ステップS5が実行されて、上記ステップS4
にて求められた反射光に基づく酸素飽和度o s m−
rと上記ステップS2にて求められた透過光に基づく酸
素飽和度o s m−tとの比を算出することにより、
末梢血管の血液循環状態を表す末梢循環係数C(=OS
、、10S、−t)が決定される。したがって、本実施
例においては、上記ステップS5が末梢循環決定手段に
対応する。上記末梢循環係数Cは、小さくなる程末梢血
管の血液循環状態が低下していることを表す。続(ステ
ップS6においては、たとえば第4図に示すように、ス
テップS2.S4にて決定された酸素飽和度O3,−t
、 O5−−−、およびステップS5にて決定された
末梢循環係数Cが表示器40の表示画面にそれぞれトレ
ンド表示されるとともに、それら酸素飽和度os、t、
os、、および末梢循環係数Cの最新の値が表示器40
に数字にてそれぞれ表示される。なお、第4図の表示例
において、酸素飽和度OS、、、tおよび手術開始初期
における酸素飽和度OS、、はそれぞれ100%となっ
ており、これは、患者に全身麻酔が施されて人工呼吸が
行われているためであるが、必ずしも酸素飽和度081
−1の始点が酸素飽和度03−tと一致しているとは限
らない。次に、ステップS7が実行されることにより、
今回の測定の開始あるいは終了後予め定められた一定時
間経過したか否かが判断される。この判断が否定された
場合には待機状態とされるが、肯定された場合には、再
びステップS1以下が実行されることにより、前記一定
時間毎に酸素飽和度os、t、os、、および末梢循環
係数Cが求められて表示器40に逐次表示されることと
なる。
にて求められた反射光に基づく酸素飽和度o s m−
rと上記ステップS2にて求められた透過光に基づく酸
素飽和度o s m−tとの比を算出することにより、
末梢血管の血液循環状態を表す末梢循環係数C(=OS
、、10S、−t)が決定される。したがって、本実施
例においては、上記ステップS5が末梢循環決定手段に
対応する。上記末梢循環係数Cは、小さくなる程末梢血
管の血液循環状態が低下していることを表す。続(ステ
ップS6においては、たとえば第4図に示すように、ス
テップS2.S4にて決定された酸素飽和度O3,−t
、 O5−−−、およびステップS5にて決定された
末梢循環係数Cが表示器40の表示画面にそれぞれトレ
ンド表示されるとともに、それら酸素飽和度os、t、
os、、および末梢循環係数Cの最新の値が表示器40
に数字にてそれぞれ表示される。なお、第4図の表示例
において、酸素飽和度OS、、、tおよび手術開始初期
における酸素飽和度OS、、はそれぞれ100%となっ
ており、これは、患者に全身麻酔が施されて人工呼吸が
行われているためであるが、必ずしも酸素飽和度081
−1の始点が酸素飽和度03−tと一致しているとは限
らない。次に、ステップS7が実行されることにより、
今回の測定の開始あるいは終了後予め定められた一定時
間経過したか否かが判断される。この判断が否定された
場合には待機状態とされるが、肯定された場合には、再
びステップS1以下が実行されることにより、前記一定
時間毎に酸素飽和度os、t、os、、および末梢循環
係数Cが求められて表示器40に逐次表示されることと
なる。
このように本実施例によれば、透過光に基づく酸素飽和
度03−tと反射光に基づく酸素飽和度o s a−r
とが別々に測定される。この場合において、透過光に基
づいて測定される酸素飽和度03a−tは末梢血管の血
液循環状態が変化しても変化しないが、反射光に基づい
て測定される酸素飽和度OS、、は末梢血管の血液循環
状態の変化に応じて変化するため、03−tとOS、−
、との差は末梢血管の血液循環状態を好適に表すことと
なり、これにより、たとえばOS、、と03−tとの比
の算出値である末梢循環係数Cを表示することによって
末梢血管の血液循環状態を確実に把握することができる
。したがって、酸素飽和度OS、、、rおよび酸素飽和
度OS、−,を逐次測定してそれらの比の算出値である
末梢循環係数Cを逐次表示することにより、皮膚温に基
づいて末梢血管の血液循環状態を把握する従来の場合に
比べて、手術中などにおいて患者の循環器官の動態を一
層正確に監視することができるとともに、患者のショッ
ク状態などを一層早期に把握することができる。
度03−tと反射光に基づく酸素飽和度o s a−r
とが別々に測定される。この場合において、透過光に基
づいて測定される酸素飽和度03a−tは末梢血管の血
液循環状態が変化しても変化しないが、反射光に基づい
て測定される酸素飽和度OS、、は末梢血管の血液循環
状態の変化に応じて変化するため、03−tとOS、−
、との差は末梢血管の血液循環状態を好適に表すことと
なり、これにより、たとえばOS、、と03−tとの比
の算出値である末梢循環係数Cを表示することによって
末梢血管の血液循環状態を確実に把握することができる
。したがって、酸素飽和度OS、、、rおよび酸素飽和
度OS、−,を逐次測定してそれらの比の算出値である
末梢循環係数Cを逐次表示することにより、皮膚温に基
づいて末梢血管の血液循環状態を把握する従来の場合に
比べて、手術中などにおいて患者の循環器官の動態を一
層正確に監視することができるとともに、患者のショッ
ク状態などを一層早期に把握することができる。
なお、前述の実施例では、末梢血管の血液循環状態は酸
素飽和度O3,−1と酸素飽和度OS、tとの比にて決
定されているが、必ずしもその必要はなく、たとえば、
酸素飽和度OS、tと酸素飽和度OS、、との差を算出
し、その差をそのまま表示したり、あるいはその差に応
じた所定の数値を表示するようにしても差し支えない。
素飽和度O3,−1と酸素飽和度OS、tとの比にて決
定されているが、必ずしもその必要はなく、たとえば、
酸素飽和度OS、tと酸素飽和度OS、、との差を算出
し、その差をそのまま表示したり、あるいはその差に応
じた所定の数値を表示するようにしても差し支えない。
要するに、透過型酸素飽和度測定手段により測定された
酸素飽和度と反射型酸素飽和度測定手段により測定され
た酸素飽和度との間に差があることに基づいて末梢血管
の血液循環状態を決定するように構成されておればよい
のである。
酸素飽和度と反射型酸素飽和度測定手段により測定され
た酸素飽和度との間に差があることに基づいて末梢血管
の血液循環状態を決定するように構成されておればよい
のである。
また、前述の実施例では、末梢循環係数CはCRTデイ
スプレィ装置等の表示器40にトレンド表示されるとと
もに数値表示されているが、何れか一方を表示するだけ
でもよいし、斯かる表示に加えて或いは替えて、末梢循
環係数Cが予め定められた値を下回ったときにはその旨
を表す所定の音声や警報表示を出力するように構成する
こともできる。
スプレィ装置等の表示器40にトレンド表示されるとと
もに数値表示されているが、何れか一方を表示するだけ
でもよいし、斯かる表示に加えて或いは替えて、末梢循
環係数Cが予め定められた値を下回ったときにはその旨
を表す所定の音声や警報表示を出力するように構成する
こともできる。
また、前述の実施例では、手術中などにおいて患者の循
環器官の動態を監視すること等を目的として、本発明の
末梢循環検出装置を使用した場合について説明したが、
本発明の末梢循環検出装置は、それ以外の用途、たとえ
ば肩凝り等のような筋肉痛の原因の診断等にも用いるこ
とが可能である。すなわち、本発明の末梢循環検出装置
により筋肉痛がある筋肉表面の末梢血管の血液循環状態
を検出した結果、その末梢血管の血液循環状態が比較的
悪い場合には、その血液循環が悪いことが筋肉痛の原因
として推定されるが、末梢血管の血液循環状態が良好で
ある場合には、筋肉痛の原因はたとえば神経に因るもの
であると推定されるのである。この場合には、前記筋肉
表面の末梢血管での酸素飽和度の測定は反射型酸素・飽
和度測定手段にて行われることとなる。
環器官の動態を監視すること等を目的として、本発明の
末梢循環検出装置を使用した場合について説明したが、
本発明の末梢循環検出装置は、それ以外の用途、たとえ
ば肩凝り等のような筋肉痛の原因の診断等にも用いるこ
とが可能である。すなわち、本発明の末梢循環検出装置
により筋肉痛がある筋肉表面の末梢血管の血液循環状態
を検出した結果、その末梢血管の血液循環状態が比較的
悪い場合には、その血液循環が悪いことが筋肉痛の原因
として推定されるが、末梢血管の血液循環状態が良好で
ある場合には、筋肉痛の原因はたとえば神経に因るもの
であると推定されるのである。この場合には、前記筋肉
表面の末梢血管での酸素飽和度の測定は反射型酸素・飽
和度測定手段にて行われることとなる。
その他、本発明はその趣旨を逸脱しない範囲において種
々変更が加えられ得るものである。
々変更が加えられ得るものである。
第1図は本発明のクレーム対応図である。第2図は本発
明の末梢循環検出装置の一例を示す図であって、その構
成を示す回路図である。第3図は第2図の装置の作動を
説明するためのフローチャートである。第4図は第2図
の表示器40における末梢循環状態等の一表示例を示す
図である。 (6:透過光用回路、ステップSl、S2):(透過型
酸素飽和度測定手段) (8:反射光用回路、ステップ33.S4) :(反
射型酸素飽和度測定手段) ステップS5二末梢循環決定手段
明の末梢循環検出装置の一例を示す図であって、その構
成を示す回路図である。第3図は第2図の装置の作動を
説明するためのフローチャートである。第4図は第2図
の表示器40における末梢循環状態等の一表示例を示す
図である。 (6:透過光用回路、ステップSl、S2):(透過型
酸素飽和度測定手段) (8:反射光用回路、ステップ33.S4) :(反
射型酸素飽和度測定手段) ステップS5二末梢循環決定手段
Claims (1)
- 【特許請求の範囲】 生体の末梢血管の血液循環状態を検出する末梢循環検出
装置であって、 前記生体に波長の異なる所定の光を照射して該光の透過
光をそれぞれ検出し、該透過光の強度を表す光電脈波信
号に基づいて血液中の酸素飽和度を測定する透過型酸素
飽和度測定手段と、 前記生体に波長の異なる所定の光を照射して該光の反射
光をそれぞれ検出し、該反射光の強度を表す光電脈波信
号に基づいて血液中の酸素飽和度を測定する反射型酸素
飽和度測定手段と、 前記透過型酸素飽和度測定手段により測定された酸素飽
和度と前記反射型酸素飽和度測定手段により測定された
酸素飽和度との差に基づいて、前記末梢血管の血液循環
状態を決定する末梢循環決定手段と を含むことを特徴とする末梢循環検出装置。
Priority Applications (2)
Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
---|---|---|---|
JP2173975A JP2813240B2 (ja) | 1990-06-29 | 1990-06-29 | 末梢循環検出装置 |
US07/701,058 US5203342A (en) | 1990-06-29 | 1991-05-16 | Peripheral blood circulation state detecting apparatus |
Applications Claiming Priority (1)
Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
---|---|---|---|
JP2173975A JP2813240B2 (ja) | 1990-06-29 | 1990-06-29 | 末梢循環検出装置 |
Publications (2)
Publication Number | Publication Date |
---|---|
JPH0461849A true JPH0461849A (ja) | 1992-02-27 |
JP2813240B2 JP2813240B2 (ja) | 1998-10-22 |
Family
ID=15970490
Family Applications (1)
Application Number | Title | Priority Date | Filing Date |
---|---|---|---|
JP2173975A Expired - Fee Related JP2813240B2 (ja) | 1990-06-29 | 1990-06-29 | 末梢循環検出装置 |
Country Status (2)
Country | Link |
---|---|
US (1) | US5203342A (ja) |
JP (1) | JP2813240B2 (ja) |
Cited By (2)
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 |
WO2018167897A1 (ja) * | 2017-03-15 | 2018-09-20 | 富士通株式会社 | 生体情報検出装置、及び、生体情報検出プログラム |
Families Citing this family (10)
Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
---|---|---|---|---|
US5490506A (en) * | 1994-03-28 | 1996-02-13 | Colin Corporation | Peripheral blood flow evaluating apparatus |
US5766127A (en) * | 1996-04-15 | 1998-06-16 | Ohmeda Inc. | Method and apparatus for improved photoplethysmographic perfusion-index monitoring |
US6215403B1 (en) * | 1999-01-27 | 2001-04-10 | International Business Machines Corporation | Wireless monitoring system |
US6611320B1 (en) * | 1999-09-08 | 2003-08-26 | Optoq Ab | Method and apparatus |
US6850788B2 (en) | 2002-03-25 | 2005-02-01 | Masimo Corporation | Physiological measurement communications adapter |
AU2003263554A1 (en) * | 2002-10-15 | 2004-05-04 | Koninklijke Philips Electronics N.V. | Method for the presentation of information concerning variations of the perfusion |
JP3732476B2 (ja) * | 2002-10-22 | 2006-01-05 | 株式会社日立製作所 | 生体計測装置 |
WO2006064399A2 (en) * | 2004-12-14 | 2006-06-22 | Koninklijke Philips Electronics, N.V. | Integrated pulse oximetry sensor |
US7499739B2 (en) * | 2005-10-27 | 2009-03-03 | Smiths Medical Pm, Inc. | Single use pulse oximeter |
US8082017B2 (en) * | 2006-06-02 | 2011-12-20 | The General Electric Company | Method and apparatus for measuring capillary refill time and carrying out pulse oximetry with a single device |
Family Cites Families (2)
Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
---|---|---|---|---|
DE2737709C3 (de) * | 1977-08-22 | 1982-11-04 | Max-Planck-Gesellschaft zur Förderung der Wissenschaften e.V., 3400 Göttingen | Anordnung und Verfahren zur transcutanen Bestimmung der Perfusionseffizienz |
US4784150A (en) * | 1986-11-04 | 1988-11-15 | Research Corporation | Surgical retractor and blood flow monitor |
-
1990
- 1990-06-29 JP JP2173975A patent/JP2813240B2/ja not_active Expired - Fee Related
-
1991
- 1991-05-16 US US07/701,058 patent/US5203342A/en not_active Expired - Lifetime
Cited By (2)
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 |
WO2018167897A1 (ja) * | 2017-03-15 | 2018-09-20 | 富士通株式会社 | 生体情報検出装置、及び、生体情報検出プログラム |
Also Published As
Publication number | Publication date |
---|---|
US5203342A (en) | 1993-04-20 |
JP2813240B2 (ja) | 1998-10-22 |
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