JPH046368B2 - - Google Patents

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JPH046368B2
JPH046368B2 JP57501303A JP50130382A JPH046368B2 JP H046368 B2 JPH046368 B2 JP H046368B2 JP 57501303 A JP57501303 A JP 57501303A JP 50130382 A JP50130382 A JP 50130382A JP H046368 B2 JPH046368 B2 JP H046368B2
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blood
amplifier
signal
resistor
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Sukotsuto Ei Uirubaa
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Publication date
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Publication of JPH046368B2 publication Critical patent/JPH046368B2/ja
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    • 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
    • A61B5/14551—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
    • G—PHYSICS
    • G01—MEASURING; TESTING
    • G01N—INVESTIGATING OR ANALYSING MATERIALS BY DETERMINING THEIR CHEMICAL OR PHYSICAL PROPERTIES
    • G01N21/00—Investigating or analysing materials by the use of optical means, i.e. using sub-millimetre waves, infrared, visible or ultraviolet light
    • 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
    • G01N21/3151—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 using two sources of radiation of different wavelengths

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Description

技術分野 本発明は、血液成分測定装置及び方法に関し、
特に、被験領域における血液の濃さの全体的変化
に対する血液成分の濃さ変化を測定することによ
り、血液内の成分濃度を決定する非破壊的な装置
及び方法に関する。
背景技術 公知のように、血液成分測定装置とは、酸素飽
和ヘモグロビンの形で血液中に存在し、血液の酸
素飽和度と呼ばれるパーセント値を有する、通常
百分率で表わされるヘモグロビン分屑の測定に用
いる一種の光電光度計である酸素計のことであ
る。
酸素計測定法については、例えば、米国イリノ
イ州シカゴにある「イヤー・ブツク・メデイカル
（Year Book Medical）」社発行（1960年）の
「メデイカル・フイジツクス（Medical
Physics）」誌（編集者：オー・グラツサー（O.
Glasser）、第３巻、415乃至445ページ）に掲載さ
れている「オクシメトリ（Oximetry）」（アー
ル・エツチ・ウツド（Earl H. Wood）、ウイリ
アム・エフ・サタラー（William F.Sutterer）及
びルシール・クローニン（Lucille Cronin）共
者）と称する論文に記載されている。
従来、非破壊的装置、及び放射光を試料に通す
か、又は試料から光センサに反射させる装置を含
む種々の酸素計測定装置、および方法が、提案さ
れ、または利用されて来た。さらに、赤色および
赤外線領域で作動する複数個の発光体を含む酸素
計測定装置、または方法が、提案ないしは利用さ
れてきた。
この種の装置または方法は、例えば、米国特許
第4167331号、4086915号、3998550号、3804539
号、3704706号（単ビーム）、3647299号、及び
3638640号明細書に記載されている。
従来の酸素計測定装置及び方法は、かなり複雑
な回路構成を必要とするため、精度または信頼性
の点で問題があつた。
これらの装置及び方法については、例えば、血
液の酸素飽和度を決定するために対数関数を使用
し（例えば米国特許第4167331号、3998550号、
3804539号及び3638640号明細書参照）、透過光の
強さの導関数を取り（例えば米国特許第4086915
号明細書参照）、または血液の酸素飽和度を決定
するため、３個の同期検波器、ピーク検波器及び
比検波回路に関連して３種の周波数を使用する
（例えば米国特許第3647299号明細書参照）ことが
必要があることがわかつている。
さらに、従来、血液の酸素飽和度を決定する酸
素計測定装置の一部として、デイジタルプロセツ
サが提案されてきたが、これには、さらに対数増
幅器が含まれている（例えば米国特許第4167339
号明細書参照）。
これまで、上記のような酸素計測定位置または
方法が、提案または利用されてきたが、これら
は、いずれも完全に満足できるものではなく、さ
らに改善する必要があつた。さらに、例えば一酸
化炭素ヘモグロビン、血液中の二酸化炭素、また
は血液中のグルコース等のその他の成分を測定す
る装置および方法も必要とされている。
発明の開示 本発明は、血液濃さの全体的変化に対する所定
成分濃さ変化を測定し得る血液成分測定装置およ
び方法を提供することを目的としている。
これは、組織試料から、複数波長で受信した光
を表わすAC変調されたパルス列を発生させ、光
により、各エミツタから発生する信号を定数倍し
て、各光源からの平均成分を等しくすることによ
つて、受信パルスを基準化し、次に、これらを連
続チヤネルに分流して、DC成分を除去し、さら
にAC成分を多重化し、かつデジタル形に変換し
て、デジタルプロセツサで処理するものである。
従つて、本発明の第１の目的は、血液成分測定
装置および方法を提供することにある。
本発明の第２の目的は、全血液濃さ変化に対す
る血液中の種々の成分の相対的濃さ変化を測定す
ることにより、これらの成分の濃度を定量する血
液成分測定装置および方法を提供することにあ
る。
本発明の第３の目的は、各光源から送られる平
均（DC）成分が等しくなるように、信号を基準
化する血液成分測定装置および方法を提供するこ
とにある。
本発明の第４の目的は、受信信号をデジタル処
理して、血液の酸素飽和度を定量する、改良型酸
素計測定装置および方法を抵抗することにある。
本発明の第５の目的は、AC変調されたテスト
信号を発生して、これで装置をテストする血液成
分測定装置および方法を提供することにある。
本発明の上記および以下の説明から明らかとな
るその他の目的に鑑み、本発明は、以下に説明す
るとうり、特に添付の請求の範囲で限定するよう
に、部品の新規の構成、組合せ、配置及び方法に
関するが、ここに説明する本発明の明確な実施例
を、請求の範囲の適用しうる範囲内で変形し得る
ことは云うまでもない。
【図面の簡単な説明】
添付図面は、本発明の原理を実施するべく、案
出された最良の形態による本発明の完全実施例を
例示するものである。
第１図は、本発明による酸素計の概略的ブロツ
ク線図である。
第２ａ図乃至第２ｃ図は、第１図に示梅す
LEDドライバ及び電流−電圧変換器のタイミン
グ図である。
第３ａ図乃至第３ｅ図は、第１図に示すデコー
ダの入力タイミング図である。
第４ａ図および第４ｂ図は、第１図に示すデコ
ーダの出力図である。
第５図は、第１図に示すローパスフイルタの代
表的出力図である。
第６図は、本発明で使用するオシレータおよび
タイミングユニツトの概略的ブロツク配線図であ
る。
第７図は、本発明で使用するLEDドライバお
よびLEDの概略的ブロツク配線図である。
第８図は、本発明で使用するフオトダイオー
ド、および電流−電圧変換器の概略的ブロツク配
線図である。
第９図は、本発明で使用するテストユニツトの
概略的ブロツク配線図である。
第１０図は、本発明で使用する基準化セクシヨ
ンの概略的ブロツク配線図である。
第１１図は、本発明で使用するデコーダ、ロー
パスフイルタ、及び増幅器の概略的ブロツク配線
図である。
第１２図は、本発明で使用するマルチプレク
サ、およびADコンバータの概略的ブロツク配線
図である。
第１３図は、本発明で使用するデジタルプロセ
ツサのプロセツサフローチヤートである。
第１４図は、第１３図のフローチヤートで示す
ようなデジタルプロセツサで処理する場合の一般
的アルゴリズムである。
発明を実施するための最良の形態 図中、本発明による装置２０は、例えば血液の
酸素飽和度を定量する酸素計を、概略的に示すも
のである。この装置は、信号発生およびタイミン
グセクシヨン２２、発光セクシヨン２３、感光セ
クシヨン２４、信号変換セクシヨン２５、装置テ
ストセクシヨン２６、基準化セクシヨン２７、非
多重化セクシヨン２８、多重化及び信号変換セク
シヨン２９、デジタル処理セクシヨン３０及び表
示セクシヨン３１をもつて構成されている。
信号発生およびタイミングセクシヨン２２は、
装置にタイミング信号を送るものであり、従来の
ものと同じように、異なる関連周波数で複数個の
出力を供給するようになつているタイミング回路
３４に接続されたオシレータ３３を備えている。
第１図に示すように、タイミングユニツト３４
は、LEDドライバ３６および３７に出力信号を
送る。これらのドライバは、発光ダイオード
（LED）３８および４０に接続されて、各LEDを
選択的かつ順次に付勢する。
第２ａ図乃至第２ｄ図のタイミング図に示すよ
うに、各LEDは、LED３９および４０の各付勢
サイクルの25％だけ、付勢されるのが好ましい。
即ち、Ｔ０からＴ１にかけてはチヤネルＡをゼロ
基準にし、次のＴ１からＴ２にかけてLED３９
を付勢し、またＴ２からＴ３にかけてチヤネルＢ
をゼロ基準し、次のＴ３からＴ４にかけてLED
４０を付勢する。
LED３９と４０とは異なる周波数で光を発す
るが、この場合、LED３９で赤色領域の光を発
し、一方LED４０で、赤外線領域の光を発する
ようにするのが好ましい。しかし、血液含有組織
を通過する際の吸収特性が異なる限り、LED３
９および４０は、所望に応じて別の領域の光を発
することができ、周知のようにこのような別々の
領域の光を発するようにすることは、血液中の酸
素飽和度値を求める際の必須要件である。
またここでは、発光体を発光ダイオードで示し
ているが、その他の電磁エネルギー源を使用でき
ること、さらに電磁源は複数個の波長を有し、セ
ンサが選択された波長に応答し得ることを付言し
ておく。
第１図に示すように、本発明装置２０は、非破
壊的装置であり、LED３９および４０から放射
された光が、好ましくは、散光デイスク４２を通
過して、例えば耳たぶ等の組織から成る血液を含
有する被験試料４５に向うようにする。組織を通
過した光は、試料４５の反対側において、フオト
ダイオード４８（またはフオトダイオードアレ
イ）で構成し得る線形感光装置を含む感光セクシ
ヨン２４で感光される。
電子シールド５０を、フオトダイオードの前面
に亘る光路に設置することが好ましい。この種の
シールドについては、「光検出器（Improved
Photodetector）」と称するスコツト・エー・ウ
イルバー（Scott A. Wilber）名義の米国特許出
願明細書に記載されている。
感光素子４８で発生した電流は、電流−電圧変
換器２５に送られ、そこで、組織を通過する光量
および周囲光等の因子によつてもたらされるDC
オフセツト量に応じたパルス高さを有するパルス
列（第２ｃ図参照）が発生する（LEDから発せ
られる光の衝撃係数によつて）。さらに、これら
のパルスは、試験領域における組織試料の血液脈
動によつて、AC変調（第２ｃ図には示されてい
ない）される。
変換器２５から出されるパルス列出力は、テス
トユニツト２６を通つて、基準化セクシヨン２７
の基準化ユニツト５２に送られ、ここで、各エミ
ツタから受信した光を表わす信号のDC成分を所
定の基準レベルに基準化し、また周囲光等による
DCオフセツト電圧を、パルスから除去（基準化
ユニツト内のコンデンサを帯電して、以下に詳細
を説明するオフセツトに等しい電圧にすることに
よつて）して、第３ｃ図に示すような出力パルス
列信号を形成するように、信号を定数倍する。
基準化回路は、DC（平均）成分を周知のプリセ
ツトレベルと等しくするべく、各信号のACおよ
びDC成分を定数倍するように機能する。その数
学的換算式を次に示す。
AC（出力）＝Ｋ〔AC（入力）／DC（入力）
〕，DC（出力）＝Ｋ 式中、Ｋ＝1.5（図示実施例の特定値）である。
パルスのピーク対ピーク振幅に基いて、基準化が
なされる。
基準化ユニツト５２から出されたパルス列出力
信号は、非多重化セクシヨン２８、特にそのうち
のデコーダ５４および５５に送られる。
また、デコーダ５４および５５（サンプルアン
ドホールド回路として機能する）は、タイミング
ユニツト３４からタイミング信号〔第３ａ、３
ｂ、３ｄおよび３ｅ図参照〕を受けて、基準化ユ
ニツト５２から受ける各パルスの開始時において
25％の不動時間を設けることによつて、フオトダ
イオードその他の回路部品を、それぞれの立上り
および立下り時間範囲内に定めるようにする。
デコーダ５４および５５からの代表的出力を、
DC成分に乗るAC成分として、第４ａ図および第
４ｂ図（AC成分の相対寸法はかなり誇張されて
いる）に示す。この出力は、ローパスフイルタ５
７および５８に送られるがこれらのフイルタに
は、さらに基準電圧発生器６０から入力が送られ
て来る。
第５図に示すように、これらのローパスフイル
ダは、さらに、発生器６０から送られるDC電圧
を入力信号から減算することによつて、本来はゼ
ロ基準レベルにおけるAC成分である出力信号を
発生するべく作動する。
チヤネルＡおよびＢの出力（すなわち、フイル
タ５７および５８の出力）は、それぞれ積分器Ａ
およびＢ（第１図では、積分器６２および６３と
して示してある。）に送られる。
積分器６２および６３の出力は、マルチプレク
サ６５に送られ、ここから出される出力は、基準
化ユニツト５２に送られて、信号ＡとＢとのDC
成分が正確に等しくなるように、これらの振幅を
調節するのに必要とされる信号を出す。
チヤネルＡとＢとの出力は、増幅器６７および
６８を介して、多重化兼信号変換セクシヨン２９
のマルチプレクサ７０に送られる。
マルチプレクサ７０は、チヤネルＡおよびＢか
ら受ける入力を秒あたり30回の割合で同時にサン
プル化し、アナログ−デジタル（Ａ／Ｄ）コンバ
ータ７２が、各入来アナログ信号をデジタル信号
に変換して、データをデジタルプロセツサ３０に
転送（このデータ変換および転送は、次のサンプ
ルを取る前、すなわち30分の１秒以内で行われ
る）するまで、２つのレベルを保持する。
ここでは、信号の多重化および非多重化につい
て説明したが、当業者間に明白なその他の技術も
使用しうることは云うまでもない。また、電流−
電圧変換器２５で形成し、かつ適切にプログラム
編成されたデジタルプロセツサで処理した後は、
アナログ信号を何時でもデジタル化できる。
デジタルプロセツサ３０は、好ましくは6502デ
イジタル・マイクロプロセツサ、および関連
RAMとROMで構成されており、従来装置と同
様に、三状態バツフアおよびデータバスを介し
て、ADコンバータ７２に接続されている。
第６図に示すように、さらにプロセツサ３０
は、好ましくは、タイミングユニツト３４からタ
イミングおよび同期信号を受け、またその出力
は、従来要領で、表示装置３１で表示される。表
示装置３１を可視的表示装置にすることができ、
さらに、ストリツプチヤートレコーダ等によるハ
ード・コーピー読出し式にすることもできる。
第６図乃至第１２図は、本発明に関する詳細な
ブロツク線図である。
このうち、第６図は、信号発生兼タイミングセ
クシヨンを示しており、以下同様に、第７図は発
光セクシヨン２３を、第８図は感光セクシヨン２
４および信号変換セクシヨン２５を、第９図は装
置テストセクシヨン２６を、第１０図は基準化セ
クシヨン２７を、第１１図は非多重化セクシヨン
２８を、さらに第１２図は、多重化兼信号変換セ
クシヨン２９を示している。また第１３図および
第１４図は、それぞれ、プロセツサ３０のフロー
チヤートおよび作動アルゴリズムを示している。
第６図に示すように、オシレータ３３は、
1.832MHz水晶体７６およびこれと並列接続され
た抵抗器７７を備えている。
NORゲート７９の第１端部は水晶体７６の一
側に接続され、またその出力端は、NORゲート
８０の第１入力端に接続されている。NORゲー
ト８０の出力端はNORゲート８１および８２の
第１入力端に接続され、NORゲート８１の出力
端は、水晶体７６の他側に接続されており、
NORゲート８１はその出力端から、タイミング
回路部品３４にオシレータ出力を送る。ゲート７
９，８０，８１および８２の第２入力端はアース
されている。
オシレータ３３の出力は、並列接続された集積
回路８４，８５，８６および８７で構成されるカ
ウントダウンチエーンに送られる。集積回路８４
は、プロセツサ３０にタイミング信号を出力す
る。
第６図（および第６図乃至第１２図）に示すよ
うに、部品間接続、正および負の電圧源との接
続、およびアース接続等の種々の接続は、直接的
接続または符号付けした抵抗器、コンデンサ／ま
たはダイオード等の構成部品を介する接続となつ
ており、これらの例示値については、後記の部品
表に示してある。
第６図に示すように、集積回路８７のピン５
は、抵抗器９５を介して、NORゲート９４の第
１入力端に接続されている。
NORゲート９４の第２入力端は集積回路８７
のピヅ３に接続され、またその出力端は集積回路
９７のピン１に接続されている。集積回路９７に
は、集積回路８７から960Hzおよび480Hzの入力が
印加されており、集積回路８７の480Hzの出力は、
テストユニツト２６（第９図参照）および基準化
回路２５（第１０図参照）に印加され、さらにテ
ストユニツト２６（第９図参照）には、960Hz信
号が送られる。
タイミング信号出力（240Hz）は、集積回路９
７のピン９および１１を介して、それぞれチヤネ
ルＡおよびＢのLEDドライバ３６および３７に
印加される。
ピン４，５，６および７には、それぞれ、基準
化ユニツト５２（第１０図参照）での切換えを行
うタイミング出力φ１，φ２，φ３およびφ４が
与えられる。
集積回路８７からの30.72kHz出力は、集積回路
９９のピン４に印加され、一方60Hz出力は、集積
回路９９のピン１１、集積回路１００のピン３、
さらにテストユニツト２６（第９図参照）に印加
される。
集積回路８９のピン１の出力は、ダイオード１
０２（アースされた抵抗器１０３を有する）を介
して送られ、ADコンバータ７２（第１２図参
照）にCNVT出力を与えている。一方ピン３お
よび１２は、抵抗器１０４を介してNORゲート
１０５の第１入力端に接続されている。（NORゲ
ート１０５の第２入力端は集積回路１００のピン
２および５に接続されている）。
NORゲート１０５は、マルチプレクサユニツ
ト７０（第１２図参照）に、Ｓ／Ｈ出力を送つて
いる。
集積回路１００のピン１の出力は、NORゲー
ト１０７および抵抗器１０８を介して印加され、
プロセツサ３０にＲ／Ｂ出力（同期入力信号とし
て印加される）を送つている。一方ピン２および
５は、マルチプレクサユニツト７０（第１２図参
照）に接続されている。
第７図において、集積回路９７のチヤネルＡ入
力は、抵抗器１１０を介してLEDドライバ３６
の増幅器１１１の正入力端に印加され、一方チヤ
ネルＢ入力は、抵抗器１１４を介して、LEDド
ライバ３７の増幅器１１５の正入力端に印加され
る。
増幅器１１１の出力端は、トランジスタ１１８
のベースに接続され、また負入力端は、そのエミ
ツタに接続されている。同様に、増幅器１１５の
出力端はトランジスタ１１９のベースに、また負
入力端はそのエミツタに接続されている。
トランジスタ１１８のコレクタは、LED３９
の一側に接続され、トランジスタ１１９のコレク
タは、LED４０の一側に接続されている。また
これらのLEDの他側は抵抗器１２３を介して正
電圧電源に接続されている。
第８図において、フオトダイオード４８の一側
は、増幅器１２７の負入力端に接続され、他側
は、抵抗器１２８を介して電源に接続されている
（またコンデンサ１２９を介しアースされてい
る）。
増幅器１２７からの出力は、テストユニツト２
６（第９図参照）に印加される。
第９図において、電流−電圧変換器２５の増幅
器１２７から出された出力は、テストユニツト２
６の抵抗器１３４を介して、その出力端（テスト
ユニツトがオフ状態の時に信号がユニツトを通つ
て流れるように）、およびアナログスイツチ１３
６と１３７とのピン３に印加される。
集積回路１３８は、タイミングユニツト３４、
特に集積回路８７のピン１４（第６図参照）か
ら、60Hzのクロツク入力を受信して、スイツチ１
３６および１３７にタイミング信号を送る。
テストユニツト２６は、装置のテスト目的だけ
に使用されるものであり、組織、試料の酸素飽和
度を定量するべく装置が作動している間は、回路
に含まれず、オフ・オンスイツチ１３９によつて
オフにされる。
酸素計測定装置２０は、テストユニツト２６を
用いることによつてテストされる。テスト中、入
来する信号がない、すなわち、次にテストする組
織試料がないと、その代りにテストユニツト２６
が、アナログスイツチ１３６，１３７，１４０お
よび抵抗器１４１乃至１４７を介して、チヤネル
ＡとＢとにテスト信号を送ることによつて、変調
電絡線をチヤネルＡとＢとに切り換え、周知パー
セント振幅変調された信号を送る。アナログスイ
ツチ１４０のピン９には、高低スイツチ１５９が
ある。
第１０図において、テストユニツト２６からの
出力（または電流−電圧変換器２５から抵抗器１
３４を介して送られる信号）は、基準化ユニツト
５２の増幅器１６１の正入力端に印加される。増
幅器１６１は、この利得および高インピーダンス
入力を有している。増幅器１６１の出力は、並列
接続されたコンデンサ１６６および１６７の一側
に送られる。
これらのコンデンサの他端は、それぞれスイツ
チ１６８と１６９とを介してアースされ、またス
イツチ１７０と１７１とを介してローパスフイル
タに接続されている。
スイツチ１６８と１６９および１７０と１７１
は、それぞれ、集積回路９７（第６図参照）のピ
ン４と６および５と７から送られるタイミング出
力によつて制御される。
スイツチ１７０と１７１とに接続されたローパ
スフイルタは、コンデンサ１７４と１７５との一
側に接続された抵抗器１７３を備えている。これ
らのコンデンサの他側は、スイツチ１７６を介し
てアースされている。
スイツチ１７６（コンデンサ１６６と１６７と
に接続されたスイツチ１７７と別に）は、集積回
路８７（第６図参照）からの480Hzの出力によつ
て制御される。さらに、抵抗器１７３およびコン
デンサ１７４と１７５の接合点は、低インピーダ
ンス出力を出すインピーダンスコンバータとして
機能する、増幅器１７８の正入力端に接続されて
いる。
スイツチ１７７に接続された増幅器１８１も同
様に、インピーダンスコンバータとして機能し、
抵抗器１８２を介して、増幅器１８３の負入力端
および増幅器１８４の正入力端に、低インピーダ
ンス出力を送る。
増幅器１８３と１８４とは、トランジスタ１８
９と１９０とのベースに出力を送り、それに関連
して、トランジスタ１８９と１９０とのコレクタ
から、それぞれ、演算相互コンダクタンス増幅器
１９４の正入力端と負入力端とに出力を送る電圧
−電流変換器を形成する。
増幅器１９４は、線形化ダイオード１９６およ
び１９７を備えており、またその出力は、バツフ
ア増幅器１９９を介して送られ、デコーダ５４お
よび５５（第１１図参照）に出力を送る電流源出
力である。
基準化回路５２は、さらに、演算相互コンダク
タンス増幅器１９４において、基準化セクシヨン
のマルチプレクサ６５から入力を受ける。
マルチプレクサ６５は、それぞれチヤネルＡと
Ｂとに接続された、積分器６２および６３から入
力を受ける。チヤネルＡの入力は、抵抗器２０３
を介して、積分器６２の増幅器２０４に送られ、
チヤネルＢの入力は、抵抗器２０６を介して、積
分器６３の増幅器２０７に送られる。
これらの積分器の出力は、集積回路８７（第６
図参照）からの450Hzのタイミング信号によつて、
スイツチ１７６および１７７と同じ要領で制御さ
れるスイツチ２１０に送られる。スイツチ２１０
の可動接点は、抵抗器２１２を介して、増幅器２
１４、トランジスタ２１５およびダイオード２１
６から成るインピーダンスコンバータに送られ
る。このコンバータは、演算相互コンダクタンス
増幅器１９４の出力側に、低インピーダンス出力
を送る。
第１１図において、基準化回路５２の出力は、
増幅器１９９を介して、デコーダ５４および５５
（それぞれチヤネルＡおよびＢを形成する）に送
られる。
デコーダ５４への入力は、コンデンサ２１９
（オフセツト除去のため）を介して抵抗器２２０
に送られ（両者間の接合部にはアースされたスイ
ツチ２２１がある）、さらにスイツチ２２２を介
して、コンデンサ２２３（アースされている）、
および増幅器２２４の正入力端に送られる（サン
プル化アンドホールド回路を形成する）。
スイツチ２２１と２２２とは、集積回路９７
（第６図参照）から送られるφ１およびφ２入力
によつて制御され、また増幅器２２４は、インピ
ーダンスコンバータとして機能して、低インピー
ダンス出力を出す。
同様に、デコーダ５５への入力は、コンデンサ
２２６（オフセツト除去のため）を介して、抵抗
器２２７（両者間の接合部にはアースされたスイ
ツチ２２８がある。）に送られ、さらにスイツチ
２２９を介して、コンデンサ（アースされてい
る）および増幅器２３１の正入力端（サンプル化
兼保持回路を形成する）に送られる。
スイツチ２２８と２２９とは、集積回路９７
（第６図参照）からのφ３およびφ４入力によつ
て制御される。また増幅器２３１はインピーダン
スコンバータとして機能して、低インピーダンス
出力を出す。
デコーダ５４の出力は、抵抗器２３３および２
３４を介して、ローパスフイルタ５７の増幅器２
３５の正入力端に入る。増幅器２３５の正入力端
には、アースされたコンデンサ２３６がある。そ
の出力端は、コンデンサ２３７を介して、抵抗器
２３３と２３４との接合点に接続されている。
ローパスフイルタ５７は、この利得を有する能
動フイルタであり、増幅器２３５の負入力端にお
いて、抵抗器２４０を介して、基準電圧発生器６
０、特にそのうちの増幅器２３９の出力端から入
力を受ける。
同様に、デコーダ５５の出力は、抵抗器２４５
および２４６を介して、ローパスフイルタ５８の
増幅器２４７の正入力端に入る。増幅器２４７の
正入力端には、アースされたコンデンサ２４８が
あり、その出力端は、コンデンサ２４９を介し
て、抵抗器２４５と２４６との接合点に接続され
ている。
ローパスフイルタ５８は、この利得を有する能
動フイルタであり、増幅器２４７の負入力端にお
いて、抵抗器２５０を介して、基準電圧発生器６
０、特にそのうちの増幅器２３７の出力端から入
力を受ける。
基準電圧発生器６０は、ローパスフイルタに電
圧を送ることによつて、各チヤネルの入来信号か
らDC成分を減算するために用いられる。
ローパスフイルタ５７の出力は、増幅器２３５
の出力端から、積分器６２（第１０図参照）の増
幅器２０４に入り、また抵抗器２５３を介して、
出力端でマルチプレクサ７０（第１２図参照）に
接続された増幅器６７の負入力端に入る。
同様に、ローパスフイルタ５８の出力は、増幅
器２４７の出力端から積分器６３（第１０図参
照）の増幅器２０７に入り、抵抗器２５６および
可変抵抗器２５７（校正目的のために利得を変え
る）を介して、出力端でマルチプレクサ７０（第
１２図参照）に接続された増幅器６８の負入力端
に入る。
基準電圧発生器６０の出力は、さらに、抵抗器
２６０および増幅器２６１を介して、ADコンバ
ータ（第１２図参照）に送られる。
第１２図において、増幅器６７（第１１図参
照）の出力は、抵抗器２６６およびサンプル化ア
ンドホールド回路２６７〔ゲート１０５（第６
図）からも入力を受ける〕を介して、マルチプレ
クサ７０に入る。同様に、増幅器６８（第１１図
参照）の出力は、抵抗器２７１およびサンプルア
ンドホールド回路２７２（ゲート２０５（第６
図）からも入力を受ける）を介して、マルチプレ
クサ７０に入る。
図には、２本のチヤネルしか示していないが、
必要に応じて、追加のチヤネルを使用できること
を理解されたい。
マルチプレクサ７０の出力は、ピン３から抵抗
器２７７を介して、ADコンバータ７２のピン１
４に入る。ADコンバータ７２は、従来型デジタ
ルプロセツサ３０に複数個の出力を送る。
本発明の実施例で使用されている部品を次に列
挙するが、本発明はこれらの部品に限定されない
ことは云うまでもない。
部品リストは次の通りである。
抵抗器：77−1M、89−3K、92−10K、95−
10K、103−20K、104−10K、108−10K、110−
82K、112−9.1K、114−82K、116−9.1K、121−
100、127−27、123−200、128−1K、130−
510K、141−5.6K、142−6.8K、143−8.2K、144
−12K、145−18K、146−36K、147−100K、150
−100K、151−100K、152−20K、153−20K、
163−10K、164−10K、173−160K、179−
5.49K、180−16.4K、182−5.49K、186−5.49K、
187−5.49K、200−13.3K、203−2.4M、206−
2.4M、212−20K、220−130K、227−130K、233
−33K、234−33K、240−133K、241−97.6K、
242−147K、244−133K、245−33K、246−33K、
250−133K、251−133K、253−1K、254−20K、
256−820、257−０乃至500、258−20K、260−
97.6K、262−47K、263−97.6K、266−10K、271
−10K、277−590K、278−590K、280−100、282
−147K、および284−39K コンデンサ：124−22uF、129−4.7u、131−
10PF、166−4.70F、167−4.7uF、174−0.47uF、
175−0.47uF、201−270PF、205−0.47uF、208−
0.47uF、219−4.7uF、226−4.7uF、223−0.01uF、
230−0.01uF、236−0.47uF、237−0.47uF、243−
4.7uF、248−0.47uF、249−0.47uF、268−0.1uF、
269−0.047uF、273−0.1uF、274−0.047uF、279
−68pF、281−270pF、283−0.1uF、および285−
0.1uF。
トランジスタ：118−2N2219、119−2N2219、
189−2N3904、190−2N3904、および215−
2N3906 ダイオード：1N914 NORゲート：4001B 水晶：76−1.832MHz ADコンバータ：72−8702 デジタルプロセツサ：6502 アナログスイツチ：4051B 集積回路：84−74LS90、85−74LS107、86−
4007、87−40408、97−4555B、99−4073、100−
4073、136−140−4051B、137−140−4051Bおよ
び138−4024 増幅器：67−LM324、68−LM324、111−
LM324、115−LM324、127−LF356、161−
TL084C、178−TL084C、181−TL084C、183−
TL084C、184−TL084C、199−TL084C、204−
TL084C、207−TL084C、214−LM324、224−
TL084C、231−TL084C、235−LM324、239−
LM324、247−LM324、および261−LM324 サンプルアンドホールド回路：267−LF398、
272−LF398 スイツチ：168−4016、169−4016、170−4016、
171−4016、176−4053、177−4053、210−4053、
211−4016、228−4016、229−4016 演算相互コンダクタンス増幅器：LM13600 第１３図は、プロセツサ７２のフローチヤート
であり、同図中の記号の定義は、次の通りであ
る。
Ａ サンプル化されたアナログチヤネルＡ（Ｒチ
ヤネルＡが赤色領域にある場合） Ｂ サンプル化されたアナログチヤネルＢ（IRチ
ヤネルＢが赤外線領域にある場合） ΔA Ａ新−Ａ旧 ΔB Ｂ新−Ｂ旧 Ｐ Ｐ＝｜Ａ＋４×ΔB｜（血液濃さ変化に比例
する） OS 点ごとに計算した酸素飽和度 ａ，ｂ，ｃおよびｄ OS計算に使用される定
数 Ｗ Ｗ＝１＋｜OS−OT｜ Ｆ Ｆ＝Ｐ／Ｗ WS WS＝Ｆ×OX SF ループ最大Ｆの合計 SW ループ最大Ｗの合計 LW 9SWの実行合計 LF 9SFの実行合計 OT 最後の酸素飽和度計算 LOOPMAX フロントパネルスイツチの状態に
応じて、10または20に等しくなる定数 LOOPCOUNT カウンタ THRESHOLD LFを比較して、環流が低すぎ
るか、どうかを決定するのに用いる定数 OFF EAR FLAG オフイヤー状態を感知する
と高くなるフラツグ 基本式は、 △Ｉ（λ）／Ｉ（λ）＝△LK（λ） (1) 式中、△Ｌ＝血液濃さ変化 Ｋ（λ）＝波長（λ）における血液の減衰係数 △Ｉ（λ）＝波長（λ）における測定位置の電磁強
度変化 Ｉ（λ）＝波長（λ）における測定位置の平均電磁
強度 式(1)から、Ｋ（λ）が分かれば、△Ｉ（λ）およ
びＩ（λ）を測定することによつて、△Ｌを計算
できる。
生きている組織中の血液の場合、減衰係数Ｋ
（λ）は、一般にヘモグロビン（Hb）、酸素ヘモ
グロビン（HbO2）、および一般化炭素ヘモグロ
ビン（HbCO）等の２つ以上の減衰物質の減衰係
数を、線形的に組合わせたものである。
Ｋ（λ）＝△LA1／△ＬＫ（λ）A1＋△L
A2／△ＬＫ（λ）A2……＋△LAm／△ＬＫ（λ）Am(2) 式中、肩文字A1乃至Mnは、関連分量が、符号
A1乃至Anで示す異なる減衰物質に関係すること
を示している。
全容量変化は、 △Ｌ＝△LA1＋△LA2……＋△LAm (3) となる。
式(1)と(2)とを組合せると、一般式は、 △Ｉ（λ）／Iλ＝Ｋ（λ）A1△LA1＋Ｋ
（λ）A2△LA2……＋Ｋ（λ）Am△LAm(4) ［ｍ」個の異なる波長（λ1・λ2……λn）におい
て、△Ｉ（λ）／Iλを測定すれば、△LA1乃至△LAmに ついて同時に解ける一連の線形式が得られる。
これを解く一般式は、 △LAn＝N1R（λ1）＋N2R（λ2）……＋Nn
Ｒ（λn）(5) となる。式中、Aoは「ｍ」個の減衰器中のｎ番
目のものを表わす。
Ｒ（λ）＝△Ｉ（λ）／Ｉ（λ） N1乃至Nnは、ｎ番目の減衰器および特定波長
λ1乃至λnに関する定数である。
式(5)から、いずれかの減衰器の分数または百分
率濃度は、 ％Ao＝〔△LAnＬ〕 (6) となる。式中△Ｌは、式(3)によつて定義されてい
る。
この一例は全ヘモグロビンに対する酸素ヘログ
ロビンの量を、百分率で表わす酸素飽和度（O.
S.）の定量である。
O.S.＝100〔N1 HbO2Ｒ（λ1）＋N2HbO2Ｒ（
λ2）／（N1 HbO2＋N1 Hb）Ｒ（λ1）＋（N2 HbO2＋N2 Hb）
Ｒ（λ2）〕(7) 式(7)を簡単に書き直すと、 O.S＝X1R（λ1）＋X2R（λ2）／X3R（λ1）＋X
4R（λ2）(8) となる。
この場合、適切な物理的定数が分かつていれ
ば、定数（X1）乃至（X4）を導き出すことがで
きる。
あるいは同時的標準血液ガス定量に対する割合 Ｒ（λ1）／Ｒ（λ2） (9) の実験的測定値を用いる曲線適応法によつて計算
することができる。
そのため、上式を簡単にした一般式は ％Ao＝X1R（λ1）＋X2R（λ2）……＋Xn
Ｒ（λn）／Xn+1Ｒ（λ1）＋Xn+2Ｒ（λ2）……＋X2nＲ
（λn）(10) となる。
本発明では容量〔△Ｉ（λ）〕および〔Ｉ（λ）〕
は、検波器によつて、それぞれ電磁量の大きさを
表わす電子信号〔AC（λ）〕および〔DC（λ）〕に
変換される。
従つて、式(10)中の項〔Ｒ（λ）〕は、 Ｒ（λ）＝AC（λ）／DC（λ） （11） で表わすことができる。
式中、項〔AC（λ）〕は、ピーク対ピーク振幅
又はその一部、第１次または高次導関数のピーク
対ピーク振幅（またはその一部）あるいは微分、
又はその第１次、又は高次導関数のうちのいずれ
かを表わす。
同項はさらに、上記のようないずれかのスペク
トル成分、またはアナログ、あるいはデジタル処
理によつて変換されたスペクトル成分を表わすも
のであつてよい。
式（11）中の〔Ｒ（λ）〕は、本発明で得られる
比の代表的平均値、または「最良推定」値を表わ
す。
第１４図は、プロセツサ３０の一般的アルゴリ
ズムであり、これを用いてプロセツサを操作し、
上記の特定装置で、血液濃さ変化を測定すること
によつて、酸素飽和度を定量する。
しかし、第１４図に示す一般的アルゴリズムを
利用することにより、上記の装置で、血液中のそ
の他の成分を測定することができる。
血液中のその他の成分の定量に、上記アルゴリ
ズムを利用するには、波長の数を、未知の成分の
数と同等、またはそれ以上にする必要がある。
例えば、本発明による装置および方法を用い
て、血液中の一酸化炭素、ヘモグロビン、二酸化
炭素、または血液グルコース等の成分を定量する
ことができる。
本来、全濃さに対する血液濃さ変化を測定する
ことによつて成分を低量できるため、さらに本発
明装置および方法を用いてヘマトクリツト（すな
わち、全血液量に対する充填血球を百分率で表わ
したもの）または組織片中の全血液量変化（血量
測定法）または単位時間あたりに組織片中を通る
全血液流量を測定することができる。
上記の説明から、本発明は、血液成分測定装置
および方法に関するものであり、その一例によれ
ば改良された酸素計測定装置、および方法が提供
されることが分つたと思う。

Claims (1)

  1. 【特許請求の範囲】 請求の範囲 １ テスト領域の血液含有試料に、複数の所定波
    長で電磁エネルギーを放射する電磁エネルギー放
    射手段、 前記複数の波長において前記試料から電磁エネ
    ルギーを受信する感知手段、 前記感知手段に接続され、前記複数の波長にお
    いて前記感知手段が受信した電磁エネルギーに応
    答して、出力信号を発生する信号発生手段、 前記信号発生手段から前記出力信号を受信し、
    該出力信号が所定範囲内にくるようにその出力信
    号を定数倍すると同時に、出力信号の変動成分の
    不変動成分による割り算を行なう基準化手段およ
    び 前記基準化手段から前記出力信号を受信し、血
    液全体の濃さの変化に対する予め選択された血液
    成分の濃さ変化を示す出力を発生する処理手段 を具備することを特徴とする血液成分測定装
    置。
JP57501303A 1981-04-01 1982-03-10 血液成分測定装置及び方法 Granted JPS58500432A (ja)

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US250956DEEFR 1981-04-01

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