JPH05212016A - 非観血式オキシメータ - Google Patents
非観血式オキシメータInfo
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- JPH05212016A JPH05212016A JP4021204A JP2120492A JPH05212016A JP H05212016 A JPH05212016 A JP H05212016A JP 4021204 A JP4021204 A JP 4021204A JP 2120492 A JP2120492 A JP 2120492A JP H05212016 A JPH05212016 A JP H05212016A
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Abstract
(57)【要約】
【目的】 酸素飽和度を脈動を利用しないで非観血的に
測定すること。 【構成】 照射光強度演算記憶回路９は３波長光源１か
ら発生した各照射光の強度を記憶する回路である。酸素
飽和度演算回路10は記憶された照射光強度から照射光強
度比を算出し、これと生体組織の透過光強度から酸素飽
和度を求め表示装置12に表示させる回路である。
測定すること。 【構成】 照射光強度演算記憶回路９は３波長光源１か
ら発生した各照射光の強度を記憶する回路である。酸素
飽和度演算回路10は記憶された照射光強度から照射光強
度比を算出し、これと生体組織の透過光強度から酸素飽
和度を求め表示装置12に表示させる回路である。
Description
【０００１】
【産業上の利用分野】本発明は非観血式オキシメータに
関する。
関する。
【０００２】
【従来の技術】従来のこの種のオキシメータとしてはパ
ルスオキシメータがある。従来のパルスオキシメータ
は、血液を含む生体組織の脈動を利用して酸素飽和度を
測定していた。
ルスオキシメータがある。従来のパルスオキシメータ
は、血液を含む生体組織の脈動を利用して酸素飽和度を
測定していた。
【０００３】
【発明が解決しようとする課題】しかし脈動を利用した
測定は脈動の低い場合には困難であり正確な結果は得ら
れないし、信号の微小変化を用いるので被検者の体動の
影響を受けやすい。
測定は脈動の低い場合には困難であり正確な結果は得ら
れないし、信号の微小変化を用いるので被検者の体動の
影響を受けやすい。
【０００４】本発明はこのような従来の欠点に鑑みなさ
れたものであり、その目的は被検者の脈動の高低によら
ず、また、体動に影響され難い測定を行なうことができ
る非観血式オキシメータを提供することである。
れたものであり、その目的は被検者の脈動の高低によら
ず、また、体動に影響され難い測定を行なうことができ
る非観血式オキシメータを提供することである。
【０００５】
【課題を解決するための手段】請求項１の発明は、３波
長の光を血液を含む組織に照射する照射手段と、前記組
織を透過した光を受光し電気信号に変換する光電変換手
段と、前記３波長の照射光強度を記憶する記憶手段と、
前記光電変換手段の出力と前記記憶手段に記憶された前
記照射光強度とに基づいて血液の酸素飽和度を計算する
酸素飽和度計算手段とを具備する構成となっている。
長の光を血液を含む組織に照射する照射手段と、前記組
織を透過した光を受光し電気信号に変換する光電変換手
段と、前記３波長の照射光強度を記憶する記憶手段と、
前記光電変換手段の出力と前記記憶手段に記憶された前
記照射光強度とに基づいて血液の酸素飽和度を計算する
酸素飽和度計算手段とを具備する構成となっている。
【０００６】請求項２の発明は、上記請求項１の発明に
おいて酸素飽和度計算手段は記憶手段に記憶された３波
長の照射光強度から相互の照射光強度比を計算する構成
となっている。
おいて酸素飽和度計算手段は記憶手段に記憶された３波
長の照射光強度から相互の照射光強度比を計算する構成
となっている。
【０００７】請求項３の発明は、上記請求項１の発明に
おいてその記憶手段の代わりに３波長の照射光強度の相
互の比を記憶する記憶手段を有すると共に酸素飽和度計
算手段がその比を用いて計算する構成となっている。
おいてその記憶手段の代わりに３波長の照射光強度の相
互の比を記憶する記憶手段を有すると共に酸素飽和度計
算手段がその比を用いて計算する構成となっている。
【０００８】請求項４の発明は、上記請求項１乃至３い
ずれかの発明において、照射手段は散乱板を有し３波長
の光をこの散乱板を透過させて組織に照射する構成とな
っている。
ずれかの発明において、照射手段は散乱板を有し３波長
の光をこの散乱板を透過させて組織に照射する構成とな
っている。
【０００９】請求項５の発明は、上記請求項１乃至４い
ずれかの発明において、３波長の光の照射光強度として
照射手段から発生した光を波長によらない一定の散乱性
を有する散乱板を透過させて得られるものが用いられる
構成となっている。
ずれかの発明において、３波長の光の照射光強度として
照射手段から発生した光を波長によらない一定の散乱性
を有する散乱板を透過させて得られるものが用いられる
構成となっている。
【００１０】
【作用】請求項１の発明において、酸素飽和度計算手段
は、記憶手段に記憶された３波長の光の照射光強度およ
び組織を透過した３波長の光の光電変換された信号を用
いて酸素飽和度を計算する。
は、記憶手段に記憶された３波長の光の照射光強度およ
び組織を透過した３波長の光の光電変換された信号を用
いて酸素飽和度を計算する。
【００１１】請求項２の発明において、酸素飽和度計算
手段は照射光強度比を計算し、この照射光強度比を用い
て酸素飽和度を計算する。
手段は照射光強度比を計算し、この照射光強度比を用い
て酸素飽和度を計算する。
【００１２】請求項３の発明において、記憶手段には予
め３波長の相互の照射光強度比が記憶されているので酸
素飽和度計算手段はこれを用いて酸素飽和度を計算す
る。
め３波長の相互の照射光強度比が記憶されているので酸
素飽和度計算手段はこれを用いて酸素飽和度を計算す
る。
【００１３】請求項４の発明において、照射手段の光源
から発生した光は散乱板を透過して散乱光となり、これ
が組織に照射される。このため組織の浅い部位であって
も深い部位であっても減光率が同じとなり正確な測定結
果が得られる。
から発生した光は散乱板を透過して散乱光となり、これ
が組織に照射される。このため組織の浅い部位であって
も深い部位であっても減光率が同じとなり正確な測定結
果が得られる。
【００１４】請求項５の発明において、３波長の光の照
射光強度は光減衰特性が既知である光減衰板を透過させ
た光を測定することにより得られるものである。このた
め直接測定するよりも弱い光の強度を測定することにな
る。従って測定に用いる光電変換手段は組織を透過した
光を電気信号に変換する光電変換手段と同じもので良
い。すなわち１つの光電変換手段で照射光強度と組織の
透過光強度のいずれの測定をも行なうことができる。
射光強度は光減衰特性が既知である光減衰板を透過させ
た光を測定することにより得られるものである。このた
め直接測定するよりも弱い光の強度を測定することにな
る。従って測定に用いる光電変換手段は組織を透過した
光を電気信号に変換する光電変換手段と同じもので良
い。すなわち１つの光電変換手段で照射光強度と組織の
透過光強度のいずれの測定をも行なうことができる。
【００１５】
【実施例】図１は本発明の一実施例の構成ブロック図で
ある。まず本実施例の原理を説明する。
ある。まず本実施例の原理を説明する。
【００１６】測定に用いる光の３波長は λ1 ＝ 805ｎｍ λ2 ＝ 890ｎｍ λ3 ＝ 650ｎｍ で、それぞれ次の特性を持っている。 λ1 ：ヘモグロビンの吸光係数が酸素飽和度に無関係。 λ2 ：ヘモグロビンの吸光係数は酸素飽和度にあまり関
係しない。 λ3 ：ヘモグロビンの吸光係数は酸素飽和度によって著
しく変わる。 以後用いる記号に付加するサフィックス１，２，３はこ
れらの波長の光を示すものとする。
係しない。 λ3 ：ヘモグロビンの吸光係数は酸素飽和度によって著
しく変わる。 以後用いる記号に付加するサフィックス１，２，３はこ
れらの波長の光を示すものとする。
【００１７】血液を含む生体組織を透過した３波長の光
の減光度Ａ1 ，Ａ2 ，Ａ3 は、入射光が適当な散乱光で
あれば、次のようになることが理論（シャスターの理
論）及び実験でわかっている。 Ａ1 Ξｌｏｇ（Ｉｅ1 ／Ｉｔ1 ） ＝｛Ｅｈ1 Ｈｂ（Ｅｈ1 Ｈｂ＋Ｇ）｝1/2 Ｄｂ＋ＺｔＤｔ （１） Ａ2 Ξｌｏｇ（Ｉｅ2 ／Ｉｔ2 ） ＝｛Ｅｈ2 Ｈｂ（Ｅｈ2 Ｈｂ＋Ｇ）｝1/2 Ｄｂ＋ＺｔＤｔ （２） Ａ3 Ξ ｌｏｇ（Ｉｅ3 ／Ｉｔ3 ） ＝｛Ｅｈ3 Ｈｂ（Ｅｈ3 Ｈｂ＋Ｇ）｝1/2 Ｄｂ＋ＺｔＤｔ （３） ここで、 Ｉｅ：照射光強度（単位面積当りのエネルギー） Ｉｔ：透過光強度（単位面積当りのエネルギー） Ｅｈ：ヘモグロビンの吸光係数 Ｈｂ：血中ヘモグロビンの濃度 Ｇ ：血液の散乱定数 Ｄｂ：血液層の実効的な厚み Ｚｔ：血液を除いた組織（純組織と称する）の減光率 Ξ減光度／厚みで上記いずれの波長においても一定であ
る。 Ｄｔ：純組織の厚み である。尚、Ξは恒等式の等号を示す（以下同じ）。
の減光度Ａ1 ，Ａ2 ，Ａ3 は、入射光が適当な散乱光で
あれば、次のようになることが理論（シャスターの理
論）及び実験でわかっている。 Ａ1 Ξｌｏｇ（Ｉｅ1 ／Ｉｔ1 ） ＝｛Ｅｈ1 Ｈｂ（Ｅｈ1 Ｈｂ＋Ｇ）｝1/2 Ｄｂ＋ＺｔＤｔ （１） Ａ2 Ξｌｏｇ（Ｉｅ2 ／Ｉｔ2 ） ＝｛Ｅｈ2 Ｈｂ（Ｅｈ2 Ｈｂ＋Ｇ）｝1/2 Ｄｂ＋ＺｔＤｔ （２） Ａ3 Ξ ｌｏｇ（Ｉｅ3 ／Ｉｔ3 ） ＝｛Ｅｈ3 Ｈｂ（Ｅｈ3 Ｈｂ＋Ｇ）｝1/2 Ｄｂ＋ＺｔＤｔ （３） ここで、 Ｉｅ：照射光強度（単位面積当りのエネルギー） Ｉｔ：透過光強度（単位面積当りのエネルギー） Ｅｈ：ヘモグロビンの吸光係数 Ｈｂ：血中ヘモグロビンの濃度 Ｇ ：血液の散乱定数 Ｄｂ：血液層の実効的な厚み Ｚｔ：血液を除いた組織（純組織と称する）の減光率 Ξ減光度／厚みで上記いずれの波長においても一定であ
る。 Ｄｔ：純組織の厚み である。尚、Ξは恒等式の等号を示す（以下同じ）。
【００１８】上記「照射光として適当な散乱光」とは次
のようなものである。
のようなものである。
【００１９】平行入射光は散乱体に入射すると進入して
行くにつれて散乱されある程度以上の深い所でその散乱
体固有の散乱度に達する。従って直進光照射においては
散乱体の浅い部位と深い部位とでは減光率が異なってし
まうものである。
行くにつれて散乱されある程度以上の深い所でその散乱
体固有の散乱度に達する。従って直進光照射においては
散乱体の浅い部位と深い部位とでは減光率が異なってし
まうものである。
【００２０】例えば生体組織と同じ散乱性を有する散乱
板で照射光を散乱させれば生体組織全体にわたって減光
率が同じになる。
板で照射光を散乱させれば生体組織全体にわたって減光
率が同じになる。
【００２１】従ってこのような散乱板を発光ダイオード
の表面に配置すれば上記「照射光として適当な散乱光」
が得られる。
の表面に配置すれば上記「照射光として適当な散乱光」
が得られる。
【００２２】ここで、各波長間の減光度の比Ψを次のよ
うに定義する。 ΨΞ（Ａ3 −Ａ2 ）／（Ａ1 −Ａ2 ） （４） 式（４）を式（１），（２），（３）より展開すると次
のようになる。 ΨΞ（Ａ3 −Ａ2 ）／（Ａ1 −Ａ2 ） ＝ｌｏｇ［（Ｉｅ3 ／Ｉｔ3 ）／（Ｉｅ2 ／Ｉｔ2 ）］／ｌｏｇ（Ｉｅ1 ／Ｉｔ1 ）／（Ｉｅ2 ／Ｉｔ2 ）］ ＝｛ｌｏｇ（Ｉｅ3 ／Ｉｅ2 ）−ｌｏｇ（Ｉｔ3 ／Ｉｔ2 ）｝／｛ｌｏｇ （Ｉｅ1 ／Ｉｅ2 ）−ｌｏｇ（Ｉｔ1 ／Ｉｔ2 ）｝ （４ａ） 式（４ａ）中、Ｉｅ3 ／Ｉｅ2 ，Ｉｅ1 ／Ｉｅ2 は照射
光強度比である。
うに定義する。 ΨΞ（Ａ3 −Ａ2 ）／（Ａ1 −Ａ2 ） （４） 式（４）を式（１），（２），（３）より展開すると次
のようになる。 ΨΞ（Ａ3 −Ａ2 ）／（Ａ1 −Ａ2 ） ＝ｌｏｇ［（Ｉｅ3 ／Ｉｔ3 ）／（Ｉｅ2 ／Ｉｔ2 ）］／ｌｏｇ（Ｉｅ1 ／Ｉｔ1 ）／（Ｉｅ2 ／Ｉｔ2 ）］ ＝｛ｌｏｇ（Ｉｅ3 ／Ｉｅ2 ）−ｌｏｇ（Ｉｔ3 ／Ｉｔ2 ）｝／｛ｌｏｇ （Ｉｅ1 ／Ｉｅ2 ）−ｌｏｇ（Ｉｔ1 ／Ｉｔ2 ）｝ （４ａ） 式（４ａ）中、Ｉｅ3 ／Ｉｅ2 ，Ｉｅ1 ／Ｉｅ2 は照射
光強度比である。
【００２３】照射光強度そのものは光源と受光部との間
の距離などの測定条件に大きく影響されるが、３波長間
の光強度比である照射光強度比は上記測定条件の影響を
受けない。
の距離などの測定条件に大きく影響されるが、３波長間
の光強度比である照射光強度比は上記測定条件の影響を
受けない。
【００２４】照射光強度比を求めるには次の方法があ
る。
る。
【００２５】照射光を直接測定するには照度が強いため
透過光を受光する受光部で測定することはできない場合
がある。そこで例えば、使用する波長範囲の光に対し減
光度が均一な光減衰板に照射光を透過させ、その透過光
の３波長間の照射光強度比を算出する。
透過光を受光する受光部で測定することはできない場合
がある。そこで例えば、使用する波長範囲の光に対し減
光度が均一な光減衰板に照射光を透過させ、その透過光
の３波長間の照射光強度比を算出する。
【００２６】このように、照射光強度比Ｉｅ3 ／Ｉ
ｅ2 ，Ｉｅ1 ／Ｉｅ2 が求まれば透過光強度Ｉｔ1 ，Ｉ
ｔ2 ，Ｉｔ3 を測定して（４ａ）式によりΨを容易に計
算することができる。
ｅ2 ，Ｉｅ1 ／Ｉｅ2 が求まれば透過光強度Ｉｔ1 ，Ｉ
ｔ2 ，Ｉｔ3 を測定して（４ａ）式によりΨを容易に計
算することができる。
【００２７】一方、Ψは式（１），（２），（３）に基
づいて次のように書くこともできる。 Ψ＝［｛Ｅｈ3 Ｈｂ（Ｅｈ3 Ｈｂ＋Ｇ）｝1/2 −｛Ｅｈ2 Ｈｂ（Ｅｈ2 Ｈｂ＋Ｇ）｝1/2 ］ ／［｛Ｅｈ1 Ｈｂ（Ｅｈ1 Ｈｂ＋Ｇ）｝1/2 −｛Ｅｈ2 Ｈｂ（Ｅｈ2 Ｈｂ＋Ｇ）｝1/2 ］ （５）
づいて次のように書くこともできる。 Ψ＝［｛Ｅｈ3 Ｈｂ（Ｅｈ3 Ｈｂ＋Ｇ）｝1/2 −｛Ｅｈ2 Ｈｂ（Ｅｈ2 Ｈｂ＋Ｇ）｝1/2 ］ ／［｛Ｅｈ1 Ｈｂ（Ｅｈ1 Ｈｂ＋Ｇ）｝1/2 −｛Ｅｈ2 Ｈｂ（Ｅｈ2 Ｈｂ＋Ｇ）｝1/2 ］ （５）
【００２８】ヘモグロビン濃度が異常に大でない場合、
すなわち Ｈｂ＜20［ｇ／ｄＬ］の場合は Ｇ＝ＦＨｂ
（Ｆ：定数。散乱率と呼ぶことにする）とすることが
できる。
すなわち Ｈｂ＜20［ｇ／ｄＬ］の場合は Ｇ＝ＦＨｂ
（Ｆ：定数。散乱率と呼ぶことにする）とすることが
できる。
【００２９】これにより式（５）は次のようになる。 Ψ＝［｛Ｅｈ3 （Ｅｈ3 ＋Ｆ）｝1/2 −｛Ｅｈ2 （Ｅｈ2 ＋Ｆ）｝1/2 ］ ／［｛Ｅｈ1 （Ｅｈ1 ＋Ｆ）｝1/2 −｛Ｅｈ2 （Ｅｈ2 ＋Ｆ）｝1/2 ］ （６）
【００３０】光波長に対するヘモグロビンの吸光特性か
ら次の式が成立する。 Ｅｈ1 ＝Ｅｏ1 （７） Ｅｈ2 ＝約Ｅｏ2 （８） Ｅｈ3 ＝ＳＥｏ3 ＋（１−Ｓ）Ｅｒ3 ＝Ｓ（Ｅｏ3 −Ｅｒ3 ）＋Ｅｒ3 ＝Ｅｒ3 −ＳΔＥ3 （９） Ｓ ：酸素飽和度 Ｅｏ：酸化ヘモグロビンの吸光係数 Ｅｒ：還元ヘモグロビンの吸光係数 ΔＥ3 ΞＥｒ3 −Ｅｏ3
ら次の式が成立する。 Ｅｈ1 ＝Ｅｏ1 （７） Ｅｈ2 ＝約Ｅｏ2 （８） Ｅｈ3 ＝ＳＥｏ3 ＋（１−Ｓ）Ｅｒ3 ＝Ｓ（Ｅｏ3 −Ｅｒ3 ）＋Ｅｒ3 ＝Ｅｒ3 −ＳΔＥ3 （９） Ｓ ：酸素飽和度 Ｅｏ：酸化ヘモグロビンの吸光係数 Ｅｒ：還元ヘモグロビンの吸光係数 ΔＥ3 ΞＥｒ3 −Ｅｏ3
【００３１】式（６）は式（７），（８），（９）から
次式のようになる。 Ψ＝［｛（Ｅｒ3 −ＳΔＥ3 ）（（Ｅｒ3 −ＳΔＥ3 ）＋Ｆ）｝1/2 −｛Ｅｏ2 （Ｅｏ2 ＋Ｆ）｝1/2 ］ ／｛（Ｅｏ1 （Ｅｏ1 ＋Ｆ）1/2 ）−（Ｅｏ2 （Ｅｏ2 ＋Ｆ））｝1/2 （10）
次式のようになる。 Ψ＝［｛（Ｅｒ3 −ＳΔＥ3 ）（（Ｅｒ3 −ＳΔＥ3 ）＋Ｆ）｝1/2 −｛Ｅｏ2 （Ｅｏ2 ＋Ｆ）｝1/2 ］ ／｛（Ｅｏ1 （Ｅｏ1 ＋Ｆ）1/2 ）−（Ｅｏ2 （Ｅｏ2 ＋Ｆ））｝1/2 （10）
【００３２】ここで｛Ｅｏ1 （Ｅｏ1 ＋Ｆ）｝1/2 ΞＥ
ｂ1 ，｛Ｅｏ2 （Ｅｏ2 ＋Ｆ)}1/2ΞＥｂ2 とおくと式
（10）は、 Ψ＝［｛（Ｅｒ3 −ＳΔＥ3 ）（Ｅｒ3 −ＳΔＥ3 ＋Ｆ）｝1/2 −Ｅｂ2 ］ ／（Ｅｂ1 −Ｅｂ2 ） （11) 式（11）を酸素飽和度Ｓについて解き、求める。 Ｓ＝｛−Ｂ±（Ｂ2 −４ＡＣ）1/2 ｝／２Ａ （12)
ｂ1 ，｛Ｅｏ2 （Ｅｏ2 ＋Ｆ)}1/2ΞＥｂ2 とおくと式
（10）は、 Ψ＝［｛（Ｅｒ3 −ＳΔＥ3 ）（Ｅｒ3 −ＳΔＥ3 ＋Ｆ）｝1/2 −Ｅｂ2 ］ ／（Ｅｂ1 −Ｅｂ2 ） （11) 式（11）を酸素飽和度Ｓについて解き、求める。 Ｓ＝｛−Ｂ±（Ｂ2 −４ＡＣ）1/2 ｝／２Ａ （12)
【００３３】ここでＡ，Ｂ，Ｃはそれぞれ次のようであ
る。 ＡΞΔＥ3 2 （ΔＥ3 ＝Ｅｒ3 −Ｅｏ3 ） ＢΞ−ΔＥ3 （２Ｅｒ3 ＋Ｆ） ＣΞＥｒ3 （Ｅｒ3 ＋Ｆ）−［Ψ（Ｚ1 −Ｚ2 ）＋Ｚ2 ］2 この様にして酸素飽和度を算出することができる。
る。 ＡΞΔＥ3 2 （ΔＥ3 ＝Ｅｒ3 −Ｅｏ3 ） ＢΞ−ΔＥ3 （２Ｅｒ3 ＋Ｆ） ＣΞＥｒ3 （Ｅｒ3 ＋Ｆ）−［Ψ（Ｚ1 −Ｚ2 ）＋Ｚ2 ］2 この様にして酸素飽和度を算出することができる。
【００３４】次に図１の装置に基づいて説明する。
【００３５】３波長光源１は波長 805ｎｍ， 890ｎｍ，
650ｎｍそれぞれの光を発生する３つの発光ダイオード
と、その発光ダイオードの光を透過する散乱板２を有し
ている。散乱板２は測定の対象となる生体組織に近い散
乱性を有するものである。
650ｎｍそれぞれの光を発生する３つの発光ダイオード
と、その発光ダイオードの光を透過する散乱板２を有し
ている。散乱板２は測定の対象となる生体組織に近い散
乱性を有するものである。
【００３６】受光部３は３波長光源１に対し所定の間隔
をあけて設けられ、３波長光源１からの光を電気信号に
変換する回路である。増幅器４は受光部３から出力され
る電気信号を増幅する回路である。Ａ／Ｄ変換器６は増
幅器４から出力される信号をディジタル信号に変換する
回路である。３波長測定制御回路７は３波長光源１の３
つの発光ダイオードを所定のタイミングで順に発光させ
る信号を出力する回路である。この信号は同時に増幅器
４、Ａ／Ｄ変換器６、照射強度演算・記憶回路９および
酸素飽和度演算回路10に至るようにされている。
をあけて設けられ、３波長光源１からの光を電気信号に
変換する回路である。増幅器４は受光部３から出力され
る電気信号を増幅する回路である。Ａ／Ｄ変換器６は増
幅器４から出力される信号をディジタル信号に変換する
回路である。３波長測定制御回路７は３波長光源１の３
つの発光ダイオードを所定のタイミングで順に発光させ
る信号を出力する回路である。この信号は同時に増幅器
４、Ａ／Ｄ変換器６、照射強度演算・記憶回路９および
酸素飽和度演算回路10に至るようにされている。
【００３７】切換スイッチ８はＡ／Ｄ変換器６の出力を
照射光強度演算・記憶回路９と酸素飽和度演算回路10の
いずれかへ切換えて与えるスイッチである。校正／測定
切換制御回路11は切換スイッチ８の切換えを制御する回
路である。
照射光強度演算・記憶回路９と酸素飽和度演算回路10の
いずれかへ切換えて与えるスイッチである。校正／測定
切換制御回路11は切換スイッチ８の切換えを制御する回
路である。
【００３８】表示装置12、記録器13はそれぞれ酸素飽和
度演算回路10の演算結果を表示し、記録するものであ
る。
度演算回路10の演算結果を表示し、記録するものであ
る。
【００３９】ここで照射光強度演算・記憶回路９はＡ／
Ｄ変換器６の出力を用いて所定の演算を行ない、その結
果を記憶する回路である。酸素飽和度演算回路10はＡ／
Ｄ変換器６の出力および照射光強度演算・記憶回路９が
記憶している内容に基づいて所定の演算を行ない表示装
置12および記録器13へその結果を出力する回路である。
Ｄ変換器６の出力を用いて所定の演算を行ない、その結
果を記憶する回路である。酸素飽和度演算回路10はＡ／
Ｄ変換器６の出力および照射光強度演算・記憶回路９が
記憶している内容に基づいて所定の演算を行ない表示装
置12および記録器13へその結果を出力する回路である。
【００４０】次に本実施例装置の動作を説明する。
【００４１】まずオペレータは、光減衰板15を３波長光
源１と受光部３との間に配置する。ここでオペレータは
校正／測定切換制御回路11を操作して、切換スイッチ８
をＡ／Ｄ変換器６と照射光強度演算・記憶回路９とが接
続されるように切換える。次にオペレータは３波長測定
制御回路７に制御を開始させる。３波長光源１、照射光
強度演算・記憶手段９、酸素飽和度演算回路10およびＡ
／Ｄ変換器６は３波長測定制御回路７からの制御信号に
より制御される。すなわち３波長光源１は波長λ1 (805
ｎｍ）、λ2 (890ｎｍ）、λ3 (650ｎｍ）の光を所定の
間隔で発生させる。これらの光は光減衰板15を透過して
受光部３に至り、ここで電気信号に変換される。そして
増幅器４、Ａ／Ｄ変換器６、照射光強度演算・記憶回路
９は３波長光源の点灯のタイミングと同期して動作す
る。このとき照射光強度演算・記憶手段９に与えられる
信号が式（４ａ）中のＩｅ1 ，Ｉｅ2 ，Ｉｅ3 に対応し
ている。照射光強度演算・記憶手段９はＩｅ1 ，Ｉ
ｅ2 ，Ｉｅ3 を記憶する。
源１と受光部３との間に配置する。ここでオペレータは
校正／測定切換制御回路11を操作して、切換スイッチ８
をＡ／Ｄ変換器６と照射光強度演算・記憶回路９とが接
続されるように切換える。次にオペレータは３波長測定
制御回路７に制御を開始させる。３波長光源１、照射光
強度演算・記憶手段９、酸素飽和度演算回路10およびＡ
／Ｄ変換器６は３波長測定制御回路７からの制御信号に
より制御される。すなわち３波長光源１は波長λ1 (805
ｎｍ）、λ2 (890ｎｍ）、λ3 (650ｎｍ）の光を所定の
間隔で発生させる。これらの光は光減衰板15を透過して
受光部３に至り、ここで電気信号に変換される。そして
増幅器４、Ａ／Ｄ変換器６、照射光強度演算・記憶回路
９は３波長光源の点灯のタイミングと同期して動作す
る。このとき照射光強度演算・記憶手段９に与えられる
信号が式（４ａ）中のＩｅ1 ，Ｉｅ2 ，Ｉｅ3 に対応し
ている。照射光強度演算・記憶手段９はＩｅ1 ，Ｉ
ｅ2 ，Ｉｅ3 を記憶する。
【００４２】次にオペレータは光減衰板15を取り出し、
代りに測定の対象である生体組織17（指、耳朶など）を
３波長光源１と受光部３との間に配置する。ここでオペ
レータは校正／測定切換制御回路11を操作して切換スイ
ッチ８をＡ／Ｄ変換器６と酸素飽和度演算回路10とが接
続されるように切換える。次にオペレータは３波長測定
制御回路７に制御を開始させる。前述の光減衰板15を用
いた照射光強度測定と同様にしてＡ／Ｄ変換器６からは
式（４ａ）中のＩｔ1 ，Ｉｔ2 ，Ｉｔ3 に対応した信号
が酸素飽和度演算回路10に出力される。酸素飽和度演算
回路10はまた照射光強度演算・記憶回路９の出力に基づ
いて照射光強度比Ｉｅ3 ／Ｉｅ2 ，Ie1／Ｉｅ2 を算出
する。そしてこの透過光強度比および照射光強度比を式
（４ａ）に代入してΨを求める。次に酸素飽和度演算回
路10は求めたΨを式（12）に代入して酸素飽和度Ｓを計
算する（Ψは式（12）ではＣに含まれている）。こうし
て得られた酸素飽和度Ｓは表示装置12に表示され、記録
器13により記録される。
代りに測定の対象である生体組織17（指、耳朶など）を
３波長光源１と受光部３との間に配置する。ここでオペ
レータは校正／測定切換制御回路11を操作して切換スイ
ッチ８をＡ／Ｄ変換器６と酸素飽和度演算回路10とが接
続されるように切換える。次にオペレータは３波長測定
制御回路７に制御を開始させる。前述の光減衰板15を用
いた照射光強度測定と同様にしてＡ／Ｄ変換器６からは
式（４ａ）中のＩｔ1 ，Ｉｔ2 ，Ｉｔ3 に対応した信号
が酸素飽和度演算回路10に出力される。酸素飽和度演算
回路10はまた照射光強度演算・記憶回路９の出力に基づ
いて照射光強度比Ｉｅ3 ／Ｉｅ2 ，Ie1／Ｉｅ2 を算出
する。そしてこの透過光強度比および照射光強度比を式
（４ａ）に代入してΨを求める。次に酸素飽和度演算回
路10は求めたΨを式（12）に代入して酸素飽和度Ｓを計
算する（Ψは式（12）ではＣに含まれている）。こうし
て得られた酸素飽和度Ｓは表示装置12に表示され、記録
器13により記録される。
【００４３】本実施例によれば、照射光強度を測定する
場合光減衰板15を用いるので生体組織17を透過して光の
強度を測定する装置と同じ装置で測定できる。尚、光減
衰板15は光源の各波長に対して散乱度が等しいものが望
ましいが、散乱度に差異がある場合は、その差異が既知
であって、照射光強度比の計算手段にそれを補正する手
段が含まれていれば良い。尚、この例では３波長の光を
順に照射するようにしたが、この３波長の光を一斉に光
減衰板または生体組織に照射し、同時にそれぞれの透過
光を受光して光電変換し、これから直ちにＩｅ3 ／Ｉｅ
2 ，Ｉｅ2 ／Ｉｅ1 ，Ｉｔ3 ／Ｉｔ2 ，Ｉｔ1 ／Ｉｔ2
を求め、これらを記憶して式（４ａ）の計算に用いるよ
うにしても良い。
場合光減衰板15を用いるので生体組織17を透過して光の
強度を測定する装置と同じ装置で測定できる。尚、光減
衰板15は光源の各波長に対して散乱度が等しいものが望
ましいが、散乱度に差異がある場合は、その差異が既知
であって、照射光強度比の計算手段にそれを補正する手
段が含まれていれば良い。尚、この例では３波長の光を
順に照射するようにしたが、この３波長の光を一斉に光
減衰板または生体組織に照射し、同時にそれぞれの透過
光を受光して光電変換し、これから直ちにＩｅ3 ／Ｉｅ
2 ，Ｉｅ2 ／Ｉｅ1 ，Ｉｔ3 ／Ｉｔ2 ，Ｉｔ1 ／Ｉｔ2
を求め、これらを記憶して式（４ａ）の計算に用いるよ
うにしても良い。
【００４４】また本実施例によれば、３波長光源１から
発生した光は散乱板を透過しているので生体組織の浅い
部位と深い部位とで減光率が異なることはない。
発生した光は散乱板を透過しているので生体組織の浅い
部位と深い部位とで減光率が異なることはない。
【００４５】また本実施例によれば、照射光強度の比を
用いているので測定条件に影響されることが少ない。ま
た、本実施例によれば、適時に照射強度を測定、記憶で
きるので発光部の経年変化や汚れなどによる影響を防ぐ
ことができる。
用いているので測定条件に影響されることが少ない。ま
た、本実施例によれば、適時に照射強度を測定、記憶で
きるので発光部の経年変化や汚れなどによる影響を防ぐ
ことができる。
【００４６】尚、本実施例において式（８）に示すよう
にＥｈ2 については近似を用いているが、これは酸素飽
和度Ｓ＝１(100％）の場合には誤差を生じない。酸素飽
和度が減少するにつれて誤差は増加するが、酸素飽和度
が低いところでは許容誤差が多いので影響は少ない。
にＥｈ2 については近似を用いているが、これは酸素飽
和度Ｓ＝１(100％）の場合には誤差を生じない。酸素飽
和度が減少するにつれて誤差は増加するが、酸素飽和度
が低いところでは許容誤差が多いので影響は少ない。
【００４７】式（８）は近似を行なった場合の式である
が、これを近似を行なわないで次のようにおく。 Ｅｈ2 ＝ＳＥｏ2 ＋（１−Ｓ）Ｅｒ2 ＝Ｓ（Ｅｏ2 −Ｅｒ2 ）＋Ｅｒ2 ＝Ｅｒ2 −ＳΔＥ2 （８ａ）
が、これを近似を行なわないで次のようにおく。 Ｅｈ2 ＝ＳＥｏ2 ＋（１−Ｓ）Ｅｒ2 ＝Ｓ（Ｅｏ2 −Ｅｒ2 ）＋Ｅｒ2 ＝Ｅｒ2 −ＳΔＥ2 （８ａ）
【００４８】この式（８ａ）と式（７），（９）を式
（６）に代入すれば次式が得られる。 Ψ＝［（Ｅｒ3 −ＳΔＥ3 ）（Ｅｒ3 −ＳΔＥ3 ＋Ｆ）］1/2 −［｛（Ｅｒ2 −ＳΔＥ2 ）・（Ｅｒ2 −ＳΔＥ2 ＋Ｆ）］1/2 ／｛Ｅｏ1 （Ｅｏ1 ＋Ｆ）｝1/2 −［（Ｅｒ2 −ＳΔＥ2 ）（Ｅｒ2 −ＳΔＥ2 ＋Ｆ）］1/2 （13）
（６）に代入すれば次式が得られる。 Ψ＝［（Ｅｒ3 −ＳΔＥ3 ）（Ｅｒ3 −ＳΔＥ3 ＋Ｆ）］1/2 −［｛（Ｅｒ2 −ＳΔＥ2 ）・（Ｅｒ2 −ＳΔＥ2 ＋Ｆ）］1/2 ／｛Ｅｏ1 （Ｅｏ1 ＋Ｆ）｝1/2 −［（Ｅｒ2 −ＳΔＥ2 ）（Ｅｒ2 −ＳΔＥ2 ＋Ｆ）］1/2 （13）
【００４９】そこで酸素飽和度演算回路10の代りに、式
（13）の右辺のＳに１から例えば0.01きざみで漸次減少
する数値を代入し、それぞれにおける右辺の計算値を左
辺のΨと比較し、Ψを越えた場合にそのときのＳの値を
表示装置12、記録器13に出力する回路を設けても良い。
（13）の右辺のＳに１から例えば0.01きざみで漸次減少
する数値を代入し、それぞれにおける右辺の計算値を左
辺のΨと比較し、Ψを越えた場合にそのときのＳの値を
表示装置12、記録器13に出力する回路を設けても良い。
【００５０】以上の実施例において、演算や制御を行な
う回路はそれぞれ独立した回路であるが、これらの演
算、制御をコンピュータにより行なっても良い。図１の
照射光強度演算・記憶回路９、酸素飽和度演算回路10、
校正／測定切換制御回路11、３波長測定制御回路７およ
び切換スイッチ８から成る部分16をマイクロコンピュー
タで置き換えた装置について説明する。
う回路はそれぞれ独立した回路であるが、これらの演
算、制御をコンピュータにより行なっても良い。図１の
照射光強度演算・記憶回路９、酸素飽和度演算回路10、
校正／測定切換制御回路11、３波長測定制御回路７およ
び切換スイッチ８から成る部分16をマイクロコンピュー
タで置き換えた装置について説明する。
【００５１】この場合、マイクロコンピュータは図２，
図３に示すフローチャートのプログラムを有している。
このフローチャートに基づいてその動作を以下説明す
る。
図３に示すフローチャートのプログラムを有している。
このフローチャートに基づいてその動作を以下説明す
る。
【００５２】まず、マイクロコンピュータは校正モード
になるまで待つ（図２，ステップ101)。オペレータは光
減衰板15を３波長光源１と受光部３との間に挿入し、入
力手段によって校正モードに切換える。マイクロコンピ
ュータは３波長光源１、増幅器４およびＡ／Ｄ変換器６
を制御してＩｅ1 ´，Ｉｅ2 ´，Ｉｅ3 ´（光減衰板の
透過光Ｉｔ1 ，Ｉｔ2 ，Ｉｔ3 ）を得、これをメモリに
格納する（ステップ102)。次にマイクロコンピュータは
Ｉｅ1 ´，Ｉｅ2 ´，Ｉｅ3 ´からＩｅ3 ´／Ｉｅ2 ´
（＝Ｉｅ3 ／Ｉｅ2 ），Ｉｅ1 ´／Ｉｅ2 ´（＝Ｉｅ1
／Ｉｅ2 ）を計算し、これをメモリに格納する（ステッ
プ103)。次にオペレータは光減衰板15を３波長光源１と
受光部３との間から取り出し、代りに測定の対象となる
生体組織17を挿入し、入力手段により測定モードに切換
える。このときマイクロコンピュータは測定モードに切
換えられるのを待っており（図３，ステップ104)、測定
モードとなると３波長光源１、増幅器４およびＡ／Ｄ変
換器６を制御してＩｔ1，Ｉｔ2 ，Ｉｔ3 を得、これを
メモリに格納する（ステップ105)。次にマイクロコンピ
ュータは既にメモリに格納してあるＩｅ3 ／Ｉｅ2 ，Ｉ
ｅ1 ／Ｉｅ2 ，Ｉｔ1 ，Ｉｔ2 ，Ｉｔ3 を式（４ａ）に
代入してΨを求め（ステップ106)、このΨを式（12）に
代入してＳを求め（ステップ107)、このＳを表示装置12
に表示させると共に記録装置13に記録させる（ステップ
108)。
になるまで待つ（図２，ステップ101)。オペレータは光
減衰板15を３波長光源１と受光部３との間に挿入し、入
力手段によって校正モードに切換える。マイクロコンピ
ュータは３波長光源１、増幅器４およびＡ／Ｄ変換器６
を制御してＩｅ1 ´，Ｉｅ2 ´，Ｉｅ3 ´（光減衰板の
透過光Ｉｔ1 ，Ｉｔ2 ，Ｉｔ3 ）を得、これをメモリに
格納する（ステップ102)。次にマイクロコンピュータは
Ｉｅ1 ´，Ｉｅ2 ´，Ｉｅ3 ´からＩｅ3 ´／Ｉｅ2 ´
（＝Ｉｅ3 ／Ｉｅ2 ），Ｉｅ1 ´／Ｉｅ2 ´（＝Ｉｅ1
／Ｉｅ2 ）を計算し、これをメモリに格納する（ステッ
プ103)。次にオペレータは光減衰板15を３波長光源１と
受光部３との間から取り出し、代りに測定の対象となる
生体組織17を挿入し、入力手段により測定モードに切換
える。このときマイクロコンピュータは測定モードに切
換えられるのを待っており（図３，ステップ104)、測定
モードとなると３波長光源１、増幅器４およびＡ／Ｄ変
換器６を制御してＩｔ1，Ｉｔ2 ，Ｉｔ3 を得、これを
メモリに格納する（ステップ105)。次にマイクロコンピ
ュータは既にメモリに格納してあるＩｅ3 ／Ｉｅ2 ，Ｉ
ｅ1 ／Ｉｅ2 ，Ｉｔ1 ，Ｉｔ2 ，Ｉｔ3 を式（４ａ）に
代入してΨを求め（ステップ106)、このΨを式（12）に
代入してＳを求め（ステップ107)、このＳを表示装置12
に表示させると共に記録装置13に記録させる（ステップ
108)。
【００５３】
【発明の効果】本発明によれば、生体組織中の動脈血の
脈動による透過光の脈動を測定する必要がなくなる。こ
のため脈動の低い被検者であっても正確な測定結果が得
られる。また大きな信号を利用することができるので体
動に影響され難い測定を行なうことができる。また、本
発明によれば、動脈血だけでなく、静脈血も含めた総合
の酸素飽和度の測定ができる。この値は、動脈血の酸素
飽和度の値と対比することにより、組織に対する酸素供
給の不足を表わす指標ともなる。これは、特の脳内酸素
需給を示す指標として価値が高い。
脈動による透過光の脈動を測定する必要がなくなる。こ
のため脈動の低い被検者であっても正確な測定結果が得
られる。また大きな信号を利用することができるので体
動に影響され難い測定を行なうことができる。また、本
発明によれば、動脈血だけでなく、静脈血も含めた総合
の酸素飽和度の測定ができる。この値は、動脈血の酸素
飽和度の値と対比することにより、組織に対する酸素供
給の不足を表わす指標ともなる。これは、特の脳内酸素
需給を示す指標として価値が高い。
【図１】本発明の一実施例の全体構成を示すブロック
図。
図。
【図２】本発明の他の実施例の動作を説明するためのフ
ローチャート。
ローチャート。
【図３】本発明の他の実施例の動作を説明するためのフ
ローチャート。
ローチャート。
１ ３波長光源 ３ 受光部 ６ Ａ／Ｄ変換回路 ９ 照射光強度
演算・記憶回路 10 酸素飽和度演算回路 11 校正／測定
切換制御回路 ７ ３波長測定制御回路 12 表示装置 13 記録器 15 光減衰板
演算・記憶回路 10 酸素飽和度演算回路 11 校正／測定
切換制御回路 ７ ３波長測定制御回路 12 表示装置 13 記録器 15 光減衰板
Claims (5)
- 【請求項１】 ３波長の光を血液を含む組織に照射する
照射手段と、前記組織を透過した光を受光し電気信号に
変換する光電変換手段と、前記３波長の光の照射光強度
を記憶する記憶手段と、前記光電変換手段の出力と前記
記憶手段に記憶された前記照射光強度とに基づいて血液
の酸素飽和度を計算する酸素飽和度計算手段とを具備す
る非観血式オキシメータ。 - 【請求項２】 酸素飽和度計算手段は記憶手段が記憶し
た３波長の照射光強度から相互の照射光強度比を計算す
ることを特徴とする請求項１記載の非観血式オキシメー
タ。 - 【請求項３】 ３波長の光を血液を含む組織に照射する
照射手段と、前記組織を透過した光を受光し電気信号に
変換する光電変換手段と、前記３波長の相互の照射光強
度比を記憶する記憶手段と、前記光電変換手段の出力と
前記記憶手段に記憶された前記照射光強度比とに基づい
て血液の酸素飽和度を計算する酸素飽和度計算手段とを
具備する非観血式オキシメータ。 - 【請求項４】 照射手段は散乱板を有し３波長の光をこ
の散乱板を透過させて組織に照射することを特徴とする
請求項１乃至３いずれかに記載の非観血式オキシメー
タ。 - 【請求項５】 ３波長の光の照射光強度は照射手段から
発生した光を光減衰特性が既知である光減衰板を透過さ
せて得られるものであることを特徴とする請求項１乃至
３いずれかに記載の非観血式オキシメータ。
Priority Applications (2)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| JP4021204A JP2608828B2 (ja) | 1992-02-06 | 1992-02-06 | 非観血式オキシメータ |
| US08/014,269 US5385143A (en) | 1992-02-06 | 1993-02-05 | Apparatus for measuring predetermined data of living tissue |
Applications Claiming Priority (1)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| JP4021204A JP2608828B2 (ja) | 1992-02-06 | 1992-02-06 | 非観血式オキシメータ |
Publications (2)
| Publication Number | Publication Date |
|---|---|
| JPH05212016A true JPH05212016A (ja) | 1993-08-24 |
| JP2608828B2 JP2608828B2 (ja) | 1997-05-14 |
Family
ID=12048457
Family Applications (1)
| Application Number | Title | Priority Date | Filing Date |
|---|---|---|---|
| JP4021204A Expired - Lifetime JP2608828B2 (ja) | 1992-02-06 | 1992-02-06 | 非観血式オキシメータ |
Country Status (1)
| Country | Link |
|---|---|
| JP (1) | JP2608828B2 (ja) |
Cited By (16)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| JP2004514116A (ja) * | 2000-10-05 | 2004-05-13 | サイブロ メディカル リミテッド | パルスオキシメータ及びその操作方法 |
| US7257433B2 (en) | 2003-01-31 | 2007-08-14 | Nihon Kohden Corporation | Apparatus for measuring concentration of light-absorbing substance in blood |
| US7277741B2 (en) | 2004-03-09 | 2007-10-02 | Nellcor Puritan Bennett Incorporated | Pulse oximetry motion artifact rejection using near infrared absorption by water |
| JP2008532680A (ja) * | 2005-03-14 | 2008-08-21 | ペーター・ベルンロイター | 改良型の生体内血液分光測定 |
| US7684842B2 (en) | 2006-09-29 | 2010-03-23 | Nellcor Puritan Bennett Llc | System and method for preventing sensor misuse |
| JP2012019926A (ja) * | 2010-07-14 | 2012-02-02 | Rohm Co Ltd | 脈波センサ |
| 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 |
| US8219170B2 (en) | 2006-09-20 | 2012-07-10 | Nellcor Puritan Bennett Llc | System and method for practicing spectrophotometry using light emitting nanostructure devices |
| US8265724B2 (en) | 2007-03-09 | 2012-09-11 | Nellcor Puritan Bennett Llc | Cancellation of light shunting |
| US8280469B2 (en) | 2007-03-09 | 2012-10-02 | Nellcor Puritan Bennett Llc | Method for detection of aberrant tissue spectra |
| US8315685B2 (en) | 2006-09-27 | 2012-11-20 | Nellcor Puritan Bennett Llc | Flexible medical sensor enclosure |
| US8862194B2 (en) | 2008-06-30 | 2014-10-14 | Covidien Lp | Method for improved oxygen saturation estimation in the presence of noise |
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| US9364176B2 (en) | 2005-03-14 | 2016-06-14 | Peter Bernreuter | Tissue oximetry apparatus and method |
| US9498158B2 (en) | 2008-11-14 | 2016-11-22 | Nonin Medical, Inc. | Optical sensor path selection |
| US10022058B2 (en) | 2006-09-28 | 2018-07-17 | Covidien Lp | System and method for pulse rate calculation using a scheme for alternate weighting |
Citations (1)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| JPS6111097A (ja) * | 1984-06-27 | 1986-01-18 | 三洋電機株式会社 | 洗濯機 |
-
1992
- 1992-02-06 JP JP4021204A patent/JP2608828B2/ja not_active Expired - Lifetime
Patent Citations (1)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| JPS6111097A (ja) * | 1984-06-27 | 1986-01-18 | 三洋電機株式会社 | 洗濯機 |
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| 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 |
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| US9113793B2 (en) | 2010-12-10 | 2015-08-25 | Rohm Co., Ltd. | Pulse wave sensor |
Also Published As
| Publication number | Publication date |
|---|---|
| JP2608828B2 (ja) | 1997-05-14 |
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