JPH0588609B2 - - Google Patents
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- JPH0588609B2 JPH0588609B2 JP1274888A JP27488889A JPH0588609B2 JP H0588609 B2 JPH0588609 B2 JP H0588609B2 JP 1274888 A JP1274888 A JP 1274888A JP 27488889 A JP27488889 A JP 27488889A JP H0588609 B2 JPH0588609 B2 JP H0588609B2
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- blood
- living tissue
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Classifications
-
- Y—GENERAL TAGGING OF NEW TECHNOLOGICAL DEVELOPMENTS; GENERAL TAGGING OF CROSS-SECTIONAL TECHNOLOGIES SPANNING OVER SEVERAL SECTIONS OF THE IPC; TECHNICAL SUBJECTS COVERED BY FORMER USPC CROSS-REFERENCE ART COLLECTIONS [XRACs] AND DIGESTS
- Y02—TECHNOLOGIES OR APPLICATIONS FOR MITIGATION OR ADAPTATION AGAINST CLIMATE CHANGE
- Y02E—REDUCTION OF GREENHOUSE GAS [GHG] EMISSIONS, RELATED TO ENERGY GENERATION, TRANSMISSION OR DISTRIBUTION
- Y02E60/00—Enabling technologies; Technologies with a potential or indirect contribution to GHG emissions mitigation
- Y02E60/30—Hydrogen technology
- Y02E60/50—Fuel cells
Landscapes
- Measurement Of The Respiration, Hearing Ability, Form, And Blood Characteristics Of Living Organisms (AREA)
- Measuring And Recording Apparatus For Diagnosis (AREA)
Description
【発明の詳細な説明】
［発明の目的］
（産業上の利用分野）
本発明は、医学や医療の分野において、動脈血
の酸素飽和度の測定や、血液中の色素インドシア
ニングリンなど光吸収性物質の相対濃度を測定の
ための非観血式血中成分濃度測定装置に関し、特
に血液以外の純組織の脈動による影響を受けずに
血中成分の濃度を高精度に測定することができる
非観血式血中成分濃度測定装置に関する。
の酸素飽和度の測定や、血液中の色素インドシア
ニングリンなど光吸収性物質の相対濃度を測定の
ための非観血式血中成分濃度測定装置に関し、特
に血液以外の純組織の脈動による影響を受けずに
血中成分の濃度を高精度に測定することができる
非観血式血中成分濃度測定装置に関する。
（従来の技術）
従来の非観血式血中成分濃度測定装置は、生体
組織に異なる複数個の波長の光を入射させたとき
に、これら入射光の生体組織中における減光度の
脈動変動分の比または差を求め、この結果から血
中成分の濃度を非観血式に測定するものである。
組織に異なる複数個の波長の光を入射させたとき
に、これら入射光の生体組織中における減光度の
脈動変動分の比または差を求め、この結果から血
中成分の濃度を非観血式に測定するものである。
この種の装置としては、本発明者等が先に提案
した特公昭53−26437号や特願昭61−257668号に
示されるものなど種々のものが従来から知られて
いる。
した特公昭53−26437号や特願昭61−257668号に
示されるものなど種々のものが従来から知られて
いる。
この種の装置を血液の酸素飽和度の測定に応用
したものは、パルスオキシメータとして広く知ら
れている。ここで、酸素飽和度は酸化ヘモグロビ
ンと還元ヘモグロビンの和に対する酸化ヘモグロ
ビンの濃度比である。
したものは、パルスオキシメータとして広く知ら
れている。ここで、酸素飽和度は酸化ヘモグロビ
ンと還元ヘモグロビンの和に対する酸化ヘモグロ
ビンの濃度比である。
非観血式血中成分濃度測定装置の原理について
は、上述した公報にも詳しく述べられているが、
酸素飽和度を測定する場合を例に取り、以下簡単
に説明する。
は、上述した公報にも詳しく述べられているが、
酸素飽和度を測定する場合を例に取り、以下簡単
に説明する。
第５図に示すように、生体組織Ｒを血液層Ｒ１
と血液を除いた組織（以下、純組織と呼ぶ）の層
Ｒ２との２つに模式的に分け、血液層Ｒ１の厚み
が脈動し純組織層Ｒ２の厚みは一定であるとす
る。
と血液を除いた組織（以下、純組織と呼ぶ）の層
Ｒ２との２つに模式的に分け、血液層Ｒ１の厚み
が脈動し純組織層Ｒ２の厚みは一定であるとす
る。
この生体組織Ｒに光を照射したとき、入射光量
１０は、生体組織Ｒによつて減光し、生体組織Ｒ
を透過する透過光量はＩとなる。また、脈動によ
り血液層Ｒ１の厚みがΔDbだけ増加したときの
透過光量は（−Δ）に減少する。このとき、
血液層Ｒ１の厚みの変化分ΔDbにおける減光度
ΔAは、つぎのように書ける。
１０は、生体組織Ｒによつて減光し、生体組織Ｒ
を透過する透過光量はＩとなる。また、脈動によ
り血液層Ｒ１の厚みがΔDbだけ増加したときの
透過光量は（−Δ）に減少する。このとき、
血液層Ｒ１の厚みの変化分ΔDbにおける減光度
ΔAは、つぎのように書ける。
ΔA＝log［／（−Δ）］
また、透過光量の対数の脈動分をΔlogとす
れば減光度ΔAはつぎのように書ける。
れば減光度ΔAはつぎのように書ける。
ΔA＝Δlog
また、相異なる２つの波長λ1，λ2の光を生体組
織Ｒに入射させたとき、各波長λ1，λ2における脈
動分の減光度ΔA1，ΔA2の比Φは、近似的につぎ
の式で示されることが、論理および実験によつて
確認されている。
織Ｒに入射させたとき、各波長λ1，λ2における脈
動分の減光度ΔA1，ΔA2の比Φは、近似的につぎ
の式で示されることが、論理および実験によつて
確認されている。
Φ＝ΔA2／ΔA1＝√2（2（2＋2）／√1（1
＋1）……(1) ここで、Eiはヘモグロビンの吸光係数、Fiは血
液における散乱係数、ｉ＝１，２は光波長λ1，λ2
を示すものとする。
＋1）……(1) ここで、Eiはヘモグロビンの吸光係数、Fiは血
液における散乱係数、ｉ＝１，２は光波長λ1，λ2
を示すものとする。
また、血液中の光吸収物質が、血球中の酸化ヘ
モグロビンと還元ヘモグロビンのみであるとする
とヘモグロビンの吸光係数は次の式で示される。
モグロビンと還元ヘモグロビンのみであるとする
とヘモグロビンの吸光係数は次の式で示される。
Ei＝SEpi＋（１−Ｓ）Eri ……(2)
ただし、Ｓは酸素飽和度、Epi、Eriはそれぞれ
酸化ヘモグロビン、還元ヘモグロビン吸光係数で
ある。
酸化ヘモグロビン、還元ヘモグロビン吸光係数で
ある。
ここで、波長λ1を805nmに選び、波長λ2を
660nmに選ぶと、 Epi＝Eri≡E1 である。また、 F1＝F2≡Ｆ であることがわかつている。したがつて、(1)式は
つぎのように書き表わすことができる。
660nmに選ぶと、 Epi＝Eri≡E1 である。また、 F1＝F2≡Ｆ であることがわかつている。したがつて、(1)式は
つぎのように書き表わすことができる。
Φ≡ΔA2／ΔA1＝√｛p2＋（１−）r2｝｛
p2＋（１−）r2＋｝／√1（1＋）……(3
) この(3)式で、E1、Ep2、Er2、Ｆは既知の値であ
るから、Φ≡ΔA2／ΔA1を実測して(3)式に代入し
て、これをＳについて解けば、酸素飽和度Ｓを求
めることができる。
p2＋（１−）r2＋｝／√1（1＋）……(3
) この(3)式で、E1、Ep2、Er2、Ｆは既知の値であ
るから、Φ≡ΔA2／ΔA1を実測して(3)式に代入し
て、これをＳについて解けば、酸素飽和度Ｓを求
めることができる。
つぎに、従来の血中成分濃度測定装置の構成を
第６図に基づき説明する。
第６図に基づき説明する。
この図で、波長λ1の光を発する発光ダイオード
３１と波長λ2の光を発する発光ダイオード３２と
は、オシレータ（OSC）３３の出力を受けて交
互に点灯し、これら発光ダイオード３１，３２の
光（入射光量はそれぞれIO1，IO2）が耳朶など
の生体組織Ｒに入射される。
３１と波長λ2の光を発する発光ダイオード３２と
は、オシレータ（OSC）３３の出力を受けて交
互に点灯し、これら発光ダイオード３１，３２の
光（入射光量はそれぞれIO1，IO2）が耳朶など
の生体組織Ｒに入射される。
生体組織Ｒに入射した光は、生体組織Ｒ中の純
組織や血中成分によつて吸収、散乱されて減光
し、生体組織Ｒを通過したその透過光がフオトダ
イオード３４によつて受光される。フオトダイオ
ード７４の受光出力は、増幅器３５で増幅され、
対数変換器３６に供給される。
組織や血中成分によつて吸収、散乱されて減光
し、生体組織Ｒを通過したその透過光がフオトダ
イオード３４によつて受光される。フオトダイオ
ード７４の受光出力は、増幅器３５で増幅され、
対数変換器３６に供給される。
この対数変換器（LOG）３６では、入力され
る受光信号が対数変換されることにより、その対
数変換出力の脈動振幅は、血液層Ｒ１の厚みの脈
動による減光度の変化分に対応したものとなる。
る受光信号が対数変換されることにより、その対
数変換出力の脈動振幅は、血液層Ｒ１の厚みの脈
動による減光度の変化分に対応したものとなる。
対数変換器３６の変換出力信号は、マルチプレ
クサ（MPX）３７に供給されて、各波長λ1，λ2
毎の信号に振り分けられたあと、ローパスフイル
タ（LPF）３８，３９にそれぞれ供給され、こ
こにおいてノイズ成分が取り除かれた信号は、ハ
イパスフイルタ（HPF）４０，４１にそれぞれ
供給され、脈動分の減光度に相当する脈動信号が
取り出される。
クサ（MPX）３７に供給されて、各波長λ1，λ2
毎の信号に振り分けられたあと、ローパスフイル
タ（LPF）３８，３９にそれぞれ供給され、こ
こにおいてノイズ成分が取り除かれた信号は、ハ
イパスフイルタ（HPF）４０，４１にそれぞれ
供給され、脈動分の減光度に相当する脈動信号が
取り出される。
各HPF４０，４１の出力信号は、次段の検出
回路（DET）４２，４３にそれぞれ供給されて
検波されることにより、減光度の脈動変動分（振
幅値）ΔA1，ΔA2に相当する信号が検出される。
回路（DET）４２，４３にそれぞれ供給されて
検波されることにより、減光度の脈動変動分（振
幅値）ΔA1，ΔA2に相当する信号が検出される。
ここで、脈動変動分ΔA1は、
ΔA1＝logI1−log（I1−Δ1）
≡Δlog1
であり、脈動変化分ΔA2は、
ΔA2＝logI2−log（I2−Δ2）
≡Δlog2
である。
各検出回路４２，４３からの検出出力信号
（ΔA1，A2は）は、減光度比演算回路４４にそれ
ぞれ供給されて、上述した(1)式に対応する脈動変
動分ΔA1，ΔA2の比Φを求める演算、 Φ＝ΔA2／ΔA1≡Δlog2／Δlog1 が行なわれる。
（ΔA1，A2は）は、減光度比演算回路４４にそれ
ぞれ供給されて、上述した(1)式に対応する脈動変
動分ΔA1，ΔA2の比Φを求める演算、 Φ＝ΔA2／ΔA1≡Δlog2／Δlog1 が行なわれる。
この変動比演算回路４４の出力信号は、(3)式を
Ｓについて解いて求めた、 Ｓ＝ｆ（Φ） なる式に従つて演算を行なう酸素飽和度演算回路
４５に供給され、係数回路４６から入力されるヘ
モグロビンの各吸光係数F1，Ep2，Er2、および血
液の散乱係数Ｆのデータを基に変動比Φから酸素
飽和度Ｓを求める演算が行なわれる。
Ｓについて解いて求めた、 Ｓ＝ｆ（Φ） なる式に従つて演算を行なう酸素飽和度演算回路
４５に供給され、係数回路４６から入力されるヘ
モグロビンの各吸光係数F1，Ep2，Er2、および血
液の散乱係数Ｆのデータを基に変動比Φから酸素
飽和度Ｓを求める演算が行なわれる。
（発明が解決しようとする課題）
ところで、上述した従来の血中成分濃度測定装
置では、たとえば酸素飽和度Ｓを測定する場合
に、ある程度の測定誤差を伴い、特に高精度の要
求される、酸素飽和度が高い領域では充分な精度
が得られないという問題があつた。この問題は、
またパルスオキシメータの原理を他に広く応用し
てゆく上でも支障になるものである。本発明者等
は、非観血式の血中成分濃度測定装置の論理付け
と生体組織のシミユレーシヨンの研究を行なつた
結果、純組織層Ｒ２が血液の脈動とは逆位相の脈
動をしていることを見出した。そして、従来この
純組織層Ｒ２の脈動分を含めて考えていなかつた
点が測定誤差の主要な原因であると確信するに到
つた。
置では、たとえば酸素飽和度Ｓを測定する場合
に、ある程度の測定誤差を伴い、特に高精度の要
求される、酸素飽和度が高い領域では充分な精度
が得られないという問題があつた。この問題は、
またパルスオキシメータの原理を他に広く応用し
てゆく上でも支障になるものである。本発明者等
は、非観血式の血中成分濃度測定装置の論理付け
と生体組織のシミユレーシヨンの研究を行なつた
結果、純組織層Ｒ２が血液の脈動とは逆位相の脈
動をしていることを見出した。そして、従来この
純組織層Ｒ２の脈動分を含めて考えていなかつた
点が測定誤差の主要な原因であると確信するに到
つた。
本発明は、このような課題を解決するために提
案されたものであり、血液の脈動によつて厚さが
変化する純組織の影響を受けることなく高精度に
血中成分の濃度を測定することが可能な非観血式
血中成分濃度測定装置を提供することを目的とす
る。
案されたものであり、血液の脈動によつて厚さが
変化する純組織の影響を受けることなく高精度に
血中成分の濃度を測定することが可能な非観血式
血中成分濃度測定装置を提供することを目的とす
る。
［発明の構成］
（課題を解決するための手段）
第２図に模式的に示すように血液の脈動によ
り、生体組織Ｒ中の血液層Ｒ１の厚さがΔbだけ
増加するとき、純組織層Ｒ２は、血液に圧迫され
て逃げ、厚さがΔtだけ減少する。
り、生体組織Ｒ中の血液層Ｒ１の厚さがΔbだけ
増加するとき、純組織層Ｒ２は、血液に圧迫され
て逃げ、厚さがΔtだけ減少する。
このΔDtはΔDbに等しいか、ΔDbより小さな
値となる。
値となる。
この純組織層Ｒ２の逆位相の脈動をも考えて、
生体組織における脈動に基づく減光度の変動分の
比を求める式を書くとつぎのようになる。
生体組織における脈動に基づく減光度の変動分の
比を求める式を書くとつぎのようになる。
Φ21≡ΔA2／ΔA1＝｛√2（2＋2）−（G2／Ｈ）
・（ΔDt／ΔDb）｝／｛√1（1＋1）−（G1／Ｈ
）・
（ΔDt／ΔDb）｝ ……(4) ここで、G1，G2は比波長λ1，λ2における純組
織の減光係数を含む定数であり、Ｈは血液中に占
める赤血球の容積比（ヘマトクリツト）である。
ここに示すように、ΔAの比を取ることにより、
純組織の脈動を考慮した場合に新たに生ずる３つ
の未知数Ｈ，ΔDt，ΔDbは結合されて一つの未知
数になるので、未知数が一つだけ増加したことに
相当する。
・（ΔDt／ΔDb）｝／｛√1（1＋1）−（G1／Ｈ
）・
（ΔDt／ΔDb）｝ ……(4) ここで、G1，G2は比波長λ1，λ2における純組
織の減光係数を含む定数であり、Ｈは血液中に占
める赤血球の容積比（ヘマトクリツト）である。
ここに示すように、ΔAの比を取ることにより、
純組織の脈動を考慮した場合に新たに生ずる３つ
の未知数Ｈ，ΔDt，ΔDbは結合されて一つの未知
数になるので、未知数が一つだけ増加したことに
相当する。
(4)式に示されるように、血液層Ｒ１の厚みの変
動ΔDbに比べて純組織層Ｒ２の厚みの変動ΔDtが
大である程、またヘマトクリツトＨが小である
程、純組織の変動の寄与率が大きくなり、従来の
(1)式に基づいた測定では誤差が大きくなることが
わかる。したがつて、純組織の項である（Gi／
Ｈ）・（ΔDt／ΔDb）の影響を適当な手段を用いて
消去することできれば、測定精度を高めることが
可能となる。
動ΔDbに比べて純組織層Ｒ２の厚みの変動ΔDtが
大である程、またヘマトクリツトＨが小である
程、純組織の変動の寄与率が大きくなり、従来の
(1)式に基づいた測定では誤差が大きくなることが
わかる。したがつて、純組織の項である（Gi／
Ｈ）・（ΔDt／ΔDb）の影響を適当な手段を用いて
消去することできれば、測定精度を高めることが
可能となる。
そこで、880nm程度に選んだ新たな第３の光波
長λ3を生体組織に入射して透過光量I3を測定し、
生体組織中における減光度の脈動変動分ΔA3を求
めて、第１の光波長λ1における減光度の脈動変動
分ΔA1との比Φ31を取る。このλ3の波長域は、第
３図に示すようにヘモグロビン吸光係数の酸素飽
和度の依存性が充分小である。したがつてこの脈
動変動分の比Φ31は、近似的につぎの式で与える
ことができる。
長λ3を生体組織に入射して透過光量I3を測定し、
生体組織中における減光度の脈動変動分ΔA3を求
めて、第１の光波長λ1における減光度の脈動変動
分ΔA1との比Φ31を取る。このλ3の波長域は、第
３図に示すようにヘモグロビン吸光係数の酸素飽
和度の依存性が充分小である。したがつてこの脈
動変動分の比Φ31は、近似的につぎの式で与える
ことができる。
Φ31≡ΔA3／ΔA1＝｛√3（3＋3）−（G3／Ｈ）
・（ΔDt／ΔDb）｝／｛√1（1＋1）−（G1／Ｈ
）・
（ΔDt／ΔDb）｝ ……(5) ここで、E3，F3，G3は光波長λ3に関する前記
したEi，Fi，Giである。
・（ΔDt／ΔDb）｝／｛√1（1＋1）−（G1／Ｈ
）・
（ΔDt／ΔDb）｝ ……(5) ここで、E3，F3，G3は光波長λ3に関する前記
したEi，Fi，Giである。
これら(4)式と(5)式において、
F1＝F2＝F3＝Ｆ
とし、純組織の項を
（１／Ｈ）・（ΔDt／ΔDb）≡Ｔ
として、式を書き改めればつぎのようになる。
Φ21≡ΔA2／ΔA1＝｛√2（2＋）−G2T｝
／｛√1（1＋）−G1T｝ ……(6)
Φ31≡ΔA3／ΔA1＝｛√3（3＋）−G3T｝
／｛√1（1＋）−G1T｝ ……(7)
ここで、波長λ2のヘモグロビンの吸光係数E2
は前述したように、 E2＝SEp2＋（１−Ｓ）Er2 ……(8) であり、ヘモグロビンの吸光係数E1，E3は酸素
飽和度Ｓによらないものとする。(8)式を(6)式に代
入して連立方程式の(6)式、(7)式をＳについて解け
ば、次式が与えられる。
は前述したように、 E2＝SEp2＋（１−Ｓ）Er2 ……(8) であり、ヘモグロビンの吸光係数E1，E3は酸素
飽和度Ｓによらないものとする。(8)式を(6)式に代
入して連立方程式の(6)式、(7)式をＳについて解け
ば、次式が与えられる。
Ｓ＝［Ｆ［√１＋（４2）［｛（21 1
−2）√3（3＋）｝−（3 21− 2 31）√1（1＋）｝（31 1−
3）］2−１］−2Er2］／２（Ep2−Er2）……(9) この(9)式において、ヘモグロビンの各吸光係数
E1，Ep2，Er2，E3、赤血球の散乱係数Ｆ、純組織
の減光係数Gi（ただし、ｉ＝１，２，３）は個体
差はなく事前に求めておくことのできる値である
から、Φ21，Φ31を実測し、(9)式に代入すれば、
酸素飽和度Ｓを求めることができる。
−2）√3（3＋）｝−（3 21− 2 31）√1（1＋）｝（31 1−
3）］2−１］−2Er2］／２（Ep2−Er2）……(9) この(9)式において、ヘモグロビンの各吸光係数
E1，Ep2，Er2，E3、赤血球の散乱係数Ｆ、純組織
の減光係数Gi（ただし、ｉ＝１，２，３）は個体
差はなく事前に求めておくことのできる値である
から、Φ21，Φ31を実測し、(9)式に代入すれば、
酸素飽和度Ｓを求めることができる。
このように適当な３つの異なる光波長λ1〜λ3を
用いることにより、測定過程（演算過程）で純組
織の項GiTの影響を消去し、２つの血中成分であ
る酸化ヘモグロビンと還元ヘモグロビンについて
の相対濃度を測定できる。したがつて、この手法
を以下、組織消去法と呼称する。
用いることにより、測定過程（演算過程）で純組
織の項GiTの影響を消去し、２つの血中成分であ
る酸化ヘモグロビンと還元ヘモグロビンについて
の相対濃度を測定できる。したがつて、この手法
を以下、組織消去法と呼称する。
ところで、血漿中に自然に生ずる色素であるビ
ルビンや、生体に関する測定のために人為的に注
入する色素であるインドシアニングリン（ICG）、
メチレンブルーなどのヘモグロビンに対する相対
濃度も、パルスオキシメータの原理を用いて測定
することができる。なお、人為的に生体に注入さ
れるこれらの色素は、心拍出量、循環血流量、肝
臓の異物排泄機能などの生体情報を得るために用
いるものである。
ルビンや、生体に関する測定のために人為的に注
入する色素であるインドシアニングリン（ICG）、
メチレンブルーなどのヘモグロビンに対する相対
濃度も、パルスオキシメータの原理を用いて測定
することができる。なお、人為的に生体に注入さ
れるこれらの色素は、心拍出量、循環血流量、肝
臓の異物排泄機能などの生体情報を得るために用
いるものである。
酸素飽和度Ｓと血漿中の色素の相対濃度とを同
時に測定するには、新たに第４の波長λ4の光を生
体組織に入射することが必要である。この場合、
この光波長λ4における減光度の脈動変動分ΔA4を
計測して、波長λ1の脈動変動分ΔA1との比Φ41を
求める。
時に測定するには、新たに第４の波長λ4の光を生
体組織に入射することが必要である。この場合、
この光波長λ4における減光度の脈動変動分ΔA4を
計測して、波長λ1の脈動変動分ΔA1との比Φ41を
求める。
酸素飽和度Ｓと１つの色素の相対濃度とを測定
する場合、脈動変動分の比Φ21，Φ31，Φ41は、次
式で与えられる。
する場合、脈動変動分の比Φ21，Φ31，Φ41は、次
式で与えられる。
Φ21≡ΔA2／ΔA1＝［√｛2＋d2（
）｝｛2＋d2（）＋｝ −G2Ｔ］／［√｛1＋d1（）｝
｛1＋d1（）＋｝−G1Ｔ］……(10) Φ31≡ΔA3／ΔA1＝［√｛3＋d3（
）｝｛3＋d3（）＋｝−G3Ｔ］／［
√｛1＋d1
（Cd／Ch）｝｛E1＋Ed1（Cd／Ch）＋Ｆ｝−G1Ｔ］……(
11) Φ41≡ΔA4／ΔA1＝［√｛4＋d4（
）｝｛4＋d4（）＋｝ −G4Ｔ］／［√｛1＋d1（）｝
｛1＋d1（）＋｝−G1Ｔ］……(12) ここで、E4は波長λ4におけるヘモグロビンの
吸光係数、Ed1〜Ed4は各波長における色素の吸光
係数、Chは血中ヘモグロビン濃度、Cdは血中色
素濃度、G4は波長λ4における純組織の減光係数
を含む定数である。
）｝｛2＋d2（）＋｝ −G2Ｔ］／［√｛1＋d1（）｝
｛1＋d1（）＋｝−G1Ｔ］……(10) Φ31≡ΔA3／ΔA1＝［√｛3＋d3（
）｝｛3＋d3（）＋｝−G3Ｔ］／［
√｛1＋d1
（Cd／Ch）｝｛E1＋Ed1（Cd／Ch）＋Ｆ｝−G1Ｔ］……(
11) Φ41≡ΔA4／ΔA1＝［√｛4＋d4（
）｝｛4＋d4（）＋｝ −G4Ｔ］／［√｛1＋d1（）｝
｛1＋d1（）＋｝−G1Ｔ］……(12) ここで、E4は波長λ4におけるヘモグロビンの
吸光係数、Ed1〜Ed4は各波長における色素の吸光
係数、Chは血中ヘモグロビン濃度、Cdは血中色
素濃度、G4は波長λ4における純組織の減光係数
を含む定数である。
これら(10)式、(11)式および(12)式の連立方程式につ
いては、酸素飽和度Ｓと色素の相対濃度Cd／Ch
のそれぞれについて解けば、その式に実測した脈
動変動分の比Φ21，Φ31，Φ41の値と各係数値とを
代入することにより、酸素飽和度Ｓと色素の相対
濃度Cd／chを求めることができる。
いては、酸素飽和度Ｓと色素の相対濃度Cd／Ch
のそれぞれについて解けば、その式に実測した脈
動変動分の比Φ21，Φ31，Φ41の値と各係数値とを
代入することにより、酸素飽和度Ｓと色素の相対
濃度Cd／chを求めることができる。
このように、異なる４つの比波長λ1〜λ4を用い
ることにより、組織消去によつて３つの血中成分
である酸化ヘモグロビン、還元ヘモグロビン、お
よび他の１つの色素についての相対濃度を測定す
ることができる。
ることにより、組織消去によつて３つの血中成分
である酸化ヘモグロビン、還元ヘモグロビン、お
よび他の１つの色素についての相対濃度を測定す
ることができる。
これらの血中成分の他に、１酸化炭素ヘモグロ
ビンを合わせた４つの血中成分についえ相対濃度
を測定する場合は、５つの異なる光波長λ1〜λ5を
用いればよい。
ビンを合わせた４つの血中成分についえ相対濃度
を測定する場合は、５つの異なる光波長λ1〜λ5を
用いればよい。
上述した前提から、上記目的を達成するための
本発明による非観血式血中成分濃度測定装置を構
成すれば、 生体組織に照射する相異なるＮ個の波長の光を
発する光発生手段と、 この光発生手段から発せられた光の生体組織に
おける透過光または反射光を受光する受光手段
と、 この受光手段からの受光出力信号に基づいて生
体組織における減光度の変化分をＮ個の異なる波
長についてそれぞれ検出する減光度変化分検出回
路と、 この減光度変化分検出回路から出力されるＮ個
の異なる波長についての検出出力信号に基づいて
減光度の変化分の比を互いに異なる波長間につい
てＮ−１個求める減光度比演算回路と、 生体組織における減光度の変化分を血液の厚み
の変化と血液を含まない純組織の厚みの変化とに
よるものとして互いに異なる波長間について立て
たＮ−１個の該減光度の変化分の比のＮ−１元連
立方程式を、血中成分の濃度について解いた演算
式に対して、上記減光度比演算回路から出力され
る減光度の変化分の比の値とＮ個の異なる波長に
ついてのＮ−１個の血中成分および純組織のそれ
ぞれの減光係数値とを基に演算を行ない、Ｎ−１
個の血中成分についての相対濃度を算出する血中
成分濃度演算回路とを備えたものとなる。
本発明による非観血式血中成分濃度測定装置を構
成すれば、 生体組織に照射する相異なるＮ個の波長の光を
発する光発生手段と、 この光発生手段から発せられた光の生体組織に
おける透過光または反射光を受光する受光手段
と、 この受光手段からの受光出力信号に基づいて生
体組織における減光度の変化分をＮ個の異なる波
長についてそれぞれ検出する減光度変化分検出回
路と、 この減光度変化分検出回路から出力されるＮ個
の異なる波長についての検出出力信号に基づいて
減光度の変化分の比を互いに異なる波長間につい
てＮ−１個求める減光度比演算回路と、 生体組織における減光度の変化分を血液の厚み
の変化と血液を含まない純組織の厚みの変化とに
よるものとして互いに異なる波長間について立て
たＮ−１個の該減光度の変化分の比のＮ−１元連
立方程式を、血中成分の濃度について解いた演算
式に対して、上記減光度比演算回路から出力され
る減光度の変化分の比の値とＮ個の異なる波長に
ついてのＮ−１個の血中成分および純組織のそれ
ぞれの減光係数値とを基に演算を行ない、Ｎ−１
個の血中成分についての相対濃度を算出する血中
成分濃度演算回路とを備えたものとなる。
（作用）
上述した構成によれば、受光手段において各波
長の組織透過光量または反射光量に相当する受光
出力信号を取り出すことができる。透過光量また
は反射光量は血液と純組織の脈動によつて変動す
るので、この受光出力信号は脈動によつて変動し
たものとなつている。
長の組織透過光量または反射光量に相当する受光
出力信号を取り出すことができる。透過光量また
は反射光量は血液と純組織の脈動によつて変動す
るので、この受光出力信号は脈動によつて変動し
たものとなつている。
この受光出力信号の対数をとつた対数変換信号
は、脈動によつて変動しており、対数変換信号の
脈動分を減光度変化分検出回路で検出することに
より、各波長についての生体組織における減光度
の脈動変化分に相当する信号が得られる。
は、脈動によつて変動しており、対数変換信号の
脈動分を減光度変化分検出回路で検出することに
より、各波長についての生体組織における減光度
の脈動変化分に相当する信号が得られる。
減光度比演算回路では、この検出回路からの出
力信号を受けて、互いに異なる波長間についての
Ｎ−１個の脈動変化分の比を算出することができ
る。
力信号を受けて、互いに異なる波長間についての
Ｎ−１個の脈動変化分の比を算出することができ
る。
血中成分濃度演算回路では、純組織の脈動によ
る影響をも考慮したＮ−１個の脈動変化分の比の
連立方程式を解くことによつて得たＮ−１個の血
中成分の相対濃度を求める式に対して、脈動変化
分の比の実測値と各係数値とを代入して演算が行
なわれ、純組織の脈動による影響を受けることな
くＮ−１個の血中成分についての濃度（相対濃
度）を高い精度で測定できる。
る影響をも考慮したＮ−１個の脈動変化分の比の
連立方程式を解くことによつて得たＮ−１個の血
中成分の相対濃度を求める式に対して、脈動変化
分の比の実測値と各係数値とを代入して演算が行
なわれ、純組織の脈動による影響を受けることな
くＮ−１個の血中成分についての濃度（相対濃
度）を高い精度で測定できる。
（実施例）
以下、本発明の実施例を図面に基づき詳細に説
明する。
明する。
第１図のブロツク図は、本発明による非観血式
血中成分濃度測定装置の一実施例を示し、λ1，
λ2，λ3の３つの光波長を用いて純組織の脈動の影
響を受けることなく、酸素飽和度Ｓを測定する場
合の例を示す。
血中成分濃度測定装置の一実施例を示し、λ1，
λ2，λ3の３つの光波長を用いて純組織の脈動の影
響を受けることなく、酸素飽和度Ｓを測定する場
合の例を示す。
この図で、波長λ1，λ2，λ3のそれぞれの光を発
する発光ダイオード１，２，３，は、オシレータ
４の出力を受けて交互に点灯し、これら発光ダイ
オード１，２，３の光（入射光量はそれぞれ
I01．，I02，I03）が、耳朶などの生体組織Ｒに入射
され、この生態組織Ｒを挟んで対向して配された
フオトダイオード５によつて透過光が受光され
る。ここで、波長λ1，λ2，λ3は前述したようにた
とえば805nm，660nm，880nmにそれぞれ設定さ
れている。
する発光ダイオード１，２，３，は、オシレータ
４の出力を受けて交互に点灯し、これら発光ダイ
オード１，２，３の光（入射光量はそれぞれ
I01．，I02，I03）が、耳朶などの生体組織Ｒに入射
され、この生態組織Ｒを挟んで対向して配された
フオトダイオード５によつて透過光が受光され
る。ここで、波長λ1，λ2，λ3は前述したようにた
とえば805nm，660nm，880nmにそれぞれ設定さ
れている。
フオトダイオード５の各波長における受光出力
は、生体組織Ｒによつて減光されたあとの透過光
量I1，I2，I3に対応し、この受光出力が増幅器６
で増幅されたのち、対数変換器７で対数変換され
てマルチプレクサ８に供給される。
は、生体組織Ｒによつて減光されたあとの透過光
量I1，I2，I3に対応し、この受光出力が増幅器６
で増幅されたのち、対数変換器７で対数変換され
てマルチプレクサ８に供給される。
マルチプレクサ８では、対数変換出力信号が
λ1，λ2，λ3の各波長に振り分けられ、LPF９，
１０，１１にそれぞれ供給される。LPF９，１
０，１１にそれぞれ供給される。LPF９，１０，
１１では、各信号中に含まれる高周波のノイズ成
分が除去され、その出力信号がHPF１２，１３，
１４にそれぞれ供給される。HPF１２，１３，
１４では、生体組織Ｒ中における各波長λ1，λ2，
λ3についての減光度の脈動変動分に相当する振幅
信号がそれぞれ取り出され、その出力信号が振幅
血中成分回路１５，１６，１７に供給される。な
お、LPF９，１０，１１とHPF１２，１３，１
４とをそれぞれ単にバンドパスフイルタ（BPF）
により構成してもよい。
λ1，λ2，λ3の各波長に振り分けられ、LPF９，
１０，１１にそれぞれ供給される。LPF９，１
０，１１にそれぞれ供給される。LPF９，１０，
１１では、各信号中に含まれる高周波のノイズ成
分が除去され、その出力信号がHPF１２，１３，
１４にそれぞれ供給される。HPF１２，１３，
１４では、生体組織Ｒ中における各波長λ1，λ2，
λ3についての減光度の脈動変動分に相当する振幅
信号がそれぞれ取り出され、その出力信号が振幅
血中成分回路１５，１６，１７に供給される。な
お、LPF９，１０，１１とHPF１２，１３，１
４とをそれぞれ単にバンドパスフイルタ（BPF）
により構成してもよい。
振幅検出回路１５，１６，１７では、HPF１
２，１３，１４からの各出力信号がそれぞれ検波
されることにより、減光度の脈動分の振幅値に相
当する信号が検出される。これら検出信号は、生
体組織Ｒ中での各波長λ1，λ2，λ3における減光度
の脈動変動分ΔA1，ΔA2，ΔA3に対応したもので
ある。ここで、脈動変動分ΔA1，ΔA2，ΔA3は、
それぞれ ΔA1＝log I1−log（1−Δ1） ≡Δlog1 ΔA2＝log I2−log（2−Δ2） ≡Δlog2 ΔA3＝log I3−log（3−Δ3） ≡Δlog3 である。なお、iの成分は透過光量の最大値に
対応し、（Ii−ΔIi）成分は透過光量の最小値に対
応する。
２，１３，１４からの各出力信号がそれぞれ検波
されることにより、減光度の脈動分の振幅値に相
当する信号が検出される。これら検出信号は、生
体組織Ｒ中での各波長λ1，λ2，λ3における減光度
の脈動変動分ΔA1，ΔA2，ΔA3に対応したもので
ある。ここで、脈動変動分ΔA1，ΔA2，ΔA3は、
それぞれ ΔA1＝log I1−log（1−Δ1） ≡Δlog1 ΔA2＝log I2−log（2−Δ2） ≡Δlog2 ΔA3＝log I3−log（3−Δ3） ≡Δlog3 である。なお、iの成分は透過光量の最大値に
対応し、（Ii−ΔIi）成分は透過光量の最小値に対
応する。
各振幅検出回路１５，１６，１７の出力信号
は、減光度比演算回路１８，１９それぞれ供給さ
れて、(6)式および(7)式に対応する脈動変動分
ΔA1，ΔA2の比Φ21、およびΔA1，ΔA3の比Φ31を
求める演算、 Φ21＝ΔlogI2／Δlog1 Φ31＝ΔlogI3／Δlog1 がそれぞれ行なわれる。
は、減光度比演算回路１８，１９それぞれ供給さ
れて、(6)式および(7)式に対応する脈動変動分
ΔA1，ΔA2の比Φ21、およびΔA1，ΔA3の比Φ31を
求める演算、 Φ21＝ΔlogI2／Δlog1 Φ31＝ΔlogI3／Δlog1 がそれぞれ行なわれる。
減光度比演算回路１８，１９の出力信号は、上
述した(9)式の演算を行なう血中成分濃度演算回路
２０に供給され、ここにおいて係数回路２１から
入力されるE1，Ep2，Er2，E3，Ｆ，G1，G2，G3
の各係数値と実測値Φ21，Φ31とから酸素飽和度
Ｓを求める演算が行なわれる。
述した(9)式の演算を行なう血中成分濃度演算回路
２０に供給され、ここにおいて係数回路２１から
入力されるE1，Ep2，Er2，E3，Ｆ，G1，G2，G3
の各係数値と実測値Φ21，Φ31とから酸素飽和度
Ｓを求める演算が行なわれる。
ところで、他の実施例として酸素飽和度Ｓの他
にインドシアニングリン（ICG）などの色素の相
対濃度を測定する場合については、第４の光波長
λ4を発する発光ダイオードを別に設け、この発光
ダイオードの透過光量をフオトダイオード５につ
いて検出する。ここで、λ4の波長は、たとえば
730nm程度に設定される（第４図参照）。
にインドシアニングリン（ICG）などの色素の相
対濃度を測定する場合については、第４の光波長
λ4を発する発光ダイオードを別に設け、この発光
ダイオードの透過光量をフオトダイオード５につ
いて検出する。ここで、λ4の波長は、たとえば
730nm程度に設定される（第４図参照）。
また、マルチプレクサ８で振り分けた光波長λ4
についての対数変換出力信号を処理するLPFと
HPF、さらに減光度の脈動変動分ΔA4を検出す
る検出回路を別途設ける。
についての対数変換出力信号を処理するLPFと
HPF、さらに減光度の脈動変動分ΔA4を検出す
る検出回路を別途設ける。
そして、減光度比演算回路では、上述した(10)
式、(11)式および(12)式に対応する変動分の比
Φ21，Φ31，Φ41を求める演算を行なえばよい。
式、(11)式および(12)式に対応する変動分の比
Φ21，Φ31，Φ41を求める演算を行なえばよい。
また、血中成分濃度演算回路では、測定した
Φ21，Φ31，Φ41の値と各係数値に基に、(10)式、(1
１）式および(12)式の連立方程式を酸素飽和度Ｓと
色素の相対濃度Cd／Chについて解く演算をなえ
ばよい。
Φ21，Φ31，Φ41の値と各係数値に基に、(10)式、(1
１）式および(12)式の連立方程式を酸素飽和度Ｓと
色素の相対濃度Cd／Chについて解く演算をなえ
ばよい。
なお、上述した実施例に限定されず、３つの異
なる光波長λ1〜λ3を用い、血液中のヘモグロビン
がずべて酸化ヘモグロビンであるとして血漿内の
色素（インドシアニングリンなど）の酸化ヘモグ
ロビンに対する相対濃度を測定することもでき
る。
なる光波長λ1〜λ3を用い、血液中のヘモグロビン
がずべて酸化ヘモグロビンであるとして血漿内の
色素（インドシアニングリンなど）の酸化ヘモグ
ロビンに対する相対濃度を測定することもでき
る。
また、４つの異なる光波長λ1〜λ4を用いて、３
つの血中成分である酸化ヘモグロビン、還元ヘモ
グロビンおよび血漿内色素（インドシアニングリ
ン）のそれぞれの相対濃度を測定することもでき
る。さらに、５つの異なる光波長λ1〜λ5を用い
て、４つの血中成分である酸化ヘモグロビン、還
元ヘモグロビン、１酸化炭素ヘモグロビンおよび
血漿内の色素（インドシアニングリンなど）それ
ぞれの相対濃度を測定することもできる。
つの血中成分である酸化ヘモグロビン、還元ヘモ
グロビンおよび血漿内色素（インドシアニングリ
ン）のそれぞれの相対濃度を測定することもでき
る。さらに、５つの異なる光波長λ1〜λ5を用い
て、４つの血中成分である酸化ヘモグロビン、還
元ヘモグロビン、１酸化炭素ヘモグロビンおよび
血漿内の色素（インドシアニングリンなど）それ
ぞれの相対濃度を測定することもできる。
また、上述した実施例では、血液層Ｒ１と純組
織層Ｒ２の厚みが周期的に脈動する場合の透過光
量の脈動の最高値、最低値を求め、これから減光
度変化分ΔAを求める場合について説明したが、
さらに、脈動の１周期以内の短い時間の透過光量
の変化に関して減光度変化分ΔAを求める場合に
も適用できるし、また不規則な変化に関しても適
用できる。
織層Ｒ２の厚みが周期的に脈動する場合の透過光
量の脈動の最高値、最低値を求め、これから減光
度変化分ΔAを求める場合について説明したが、
さらに、脈動の１周期以内の短い時間の透過光量
の変化に関して減光度変化分ΔAを求める場合に
も適用できるし、また不規則な変化に関しても適
用できる。
また、脈動により変動する透過光量Ii，（Ii−
ΔIi）を受光するのではなく、生体組織Ｒで減光
したあとの反射光量を計測することで血中成分の
濃度を測定する場合にも適用できる。
ΔIi）を受光するのではなく、生体組織Ｒで減光
したあとの反射光量を計測することで血中成分の
濃度を測定する場合にも適用できる。
また、減光度演算回路と血中成分濃度演算回路
をマイクロプロセツサにより構成し、血中成分回
路の出力信号を増幅してＡ／Ｄ変換したのちマイ
クロプロセツサに供給して、各血中成分の濃度を
計算するように構成することも可能であることは
明らかである。
をマイクロプロセツサにより構成し、血中成分回
路の出力信号を増幅してＡ／Ｄ変換したのちマイ
クロプロセツサに供給して、各血中成分の濃度を
計算するように構成することも可能であることは
明らかである。
［発明の効果］
以上説明したように本発明によれば、Ｎ個の異
なる光波長を用いて生体組織内のＮ−１個の血中
成分の濃度の測定に関し、測定誤差の原因となる
純組織の脈動による影響を取り除くことができる
ので、高い精度で血中成分の濃度測定を行なえ
る。
なる光波長を用いて生体組織内のＮ−１個の血中
成分の濃度の測定に関し、測定誤差の原因となる
純組織の脈動による影響を取り除くことができる
ので、高い精度で血中成分の濃度測定を行なえ
る。
したがつて、本発明によれば酸化ヘモグロビン
と還元ヘモグロビンの濃度の他に、異常ヘモグロ
ビンや人為的に注入されるインドシアニングリン
などの色素濃度も精度よく計測することができる
ため、医学、医療の場において大変有効である。
と還元ヘモグロビンの濃度の他に、異常ヘモグロ
ビンや人為的に注入されるインドシアニングリン
などの色素濃度も精度よく計測することができる
ため、医学、医療の場において大変有効である。
第１図は本発明による非観血式血中成分濃度測
定装置の一実施例を示すブロツク図、第２図は血
液層とともに脈動する純組織層の脈動の様子を模
式的に示す説明図、第３図は酸化ヘモグロビン
（O2Hb）と還元ヘモグロビン（RHb）の波長に
対する吸光係数を示す特性図、第４図は色素イン
ドシアニングリン（ICG）の波長に対する吸光係
数を示す特性図、第５図は従来の測定で前提とな
つていた血液層の脈動モデルを示す説明図、第６
図は従来の非観血式血中成分濃度測定装置を示す
ブロツク図である。 １，２，３……発光ダイオード、４……オシレ
ータ、５……フオトダイオード、６……増幅器、
７……対数変換器、８……マルチプレクサ、９，
１０，１１……ローパスフイルタ、１２，１３，
１４……ハイパスフイルタ、１５，１６，１７…
…振幅検出回路、１８，１９……減光度比演算回
路、２０……血中成分濃度演算回路、２１……係
数回路。
定装置の一実施例を示すブロツク図、第２図は血
液層とともに脈動する純組織層の脈動の様子を模
式的に示す説明図、第３図は酸化ヘモグロビン
（O2Hb）と還元ヘモグロビン（RHb）の波長に
対する吸光係数を示す特性図、第４図は色素イン
ドシアニングリン（ICG）の波長に対する吸光係
数を示す特性図、第５図は従来の測定で前提とな
つていた血液層の脈動モデルを示す説明図、第６
図は従来の非観血式血中成分濃度測定装置を示す
ブロツク図である。 １，２，３……発光ダイオード、４……オシレ
ータ、５……フオトダイオード、６……増幅器、
７……対数変換器、８……マルチプレクサ、９，
１０，１１……ローパスフイルタ、１２，１３，
１４……ハイパスフイルタ、１５，１６，１７…
…振幅検出回路、１８，１９……減光度比演算回
路、２０……血中成分濃度演算回路、２１……係
数回路。
Claims (1)
- 【特許請求の範囲】 １ 生体組織に照射する相異なるＮ個の波長の光
を発する光発生手段と、 この光発生手段から発せられた光の生体組織に
おける透過光または反射光を受光する受光手段
と、 この受光手段からの受光出力信号に基づいて生
体組織における減光度の変化分をＮ個の異なる波
長についてそれぞれ検出する減光度変化分検出回
路と、 この減光度変化分検出回路から出力されるＮ個
の異なる波長についての検出出力信号に基づいて
減光度の変化分の比を互いに異なる波長間につい
てＮ−１個求める減光度比演算回路と、 生体組織における減光度の変化分を血液の厚み
の変化と血液を含まない純組織の厚みの変化とに
よるものとして互いに異なる波長間について立て
たＮ−１個の該減光度の変化分の比のＮ−１元連
立方程式を、血中成分の濃度について解いた演算
式に対して、上記減光度比演算回路から出力され
る減光度の変化分の比の値と、Ｎ個の異なる波長
についてのＮ−１個の血中成分および純組織のそ
れぞれの減光係数値とを基に演算を行ない、Ｎ−
１個の血中成分についての相対濃度を算出する血
中成分濃度演算回路とを備えたことを特徴とする
非観血式血中成分濃度測定装置。 ２ 生体組織に照射する相異なるＮ個の波長の光
を発する光発生手段と、 この光発生手段から発せられた光の生体組織に
おける透過光または反射光を受光する受光手段
と、 この受光手段からの受光出力信号に基づいて生
体組織における減光度の変化分をＮ個の異なる波
長についてそれぞれ検出する減光度変化分検出回
路と、 この減光度変化分検出回路から出力されるＮ個
の異なる波長についての検出出力信号に基づいて
減光度の変化分の比を互いに異なる波長間につい
てＮ−１個求める減光度比演算回路と、 Ｎ個の異なる波長についてのＮ−１個の血中成
分および純組織のそれぞれの減光係数値とを記憶
する係数記憶回路と、 生体組織における減光度の変化分を血液の脈動
による厚みの変化分と血液を含まない純組織の逆
位相で生ずる脈動による厚みの変化分との和によ
るものとして、互いに異なる波長間について立て
たＮ−１個の該減光度の変化分の比のＮ−１元連
立方程式を、血中成分の濃度について解いた演算
式に対して、上記減光度比演算回路から出力され
る減光度の変化分の比の値と上記係数記憶回路か
ら出力される減光係数値とを基に演算を行ない、
Ｎ−１個の血中成分についての相対濃度を算出す
る血中成分濃度演算回路とを備えたことを特徴と
する非観血式血中成分濃度測定装置。 ３ 上記減光度比演算回路と上記血中成分濃度演
算回路が、マイクロプロセツサを含む回路により
構成されていることを特徴とする請求項１および
２記載の非観血式血中成分濃度測定装置。
Priority Applications (1)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| JP1274888A JPH03136637A (ja) | 1989-10-24 | 1989-10-24 | 非観血式血中成分濃度測定装置 |
Applications Claiming Priority (1)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| JP1274888A JPH03136637A (ja) | 1989-10-24 | 1989-10-24 | 非観血式血中成分濃度測定装置 |
Publications (2)
| Publication Number | Publication Date |
|---|---|
| JPH03136637A JPH03136637A (ja) | 1991-06-11 |
| JPH0588609B2 true JPH0588609B2 (ja) | 1993-12-22 |
Family
ID=17547934
Family Applications (1)
| Application Number | Title | Priority Date | Filing Date |
|---|---|---|---|
| JP1274888A Granted JPH03136637A (ja) | 1989-10-24 | 1989-10-24 | 非観血式血中成分濃度測定装置 |
Country Status (1)
| Country | Link |
|---|---|
| JP (1) | JPH03136637A (ja) |
Cited By (1)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| US7206621B2 (en) | 2003-08-27 | 2007-04-17 | Nihon Kohden Corporation | Pulse oximeter |
Families Citing this family (3)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| AT507994B1 (de) * | 2009-01-19 | 2011-05-15 | Smart Medical Solutions Gmbh | Messanordnung zur bestimmung zumindest eines parameters einer probenflüssigkeit |
| JP6055688B2 (ja) * | 2013-01-31 | 2016-12-27 | 日本光電工業株式会社 | 生体信号測定システム、生体信号測定装置、および生体信号測定装置の制御プログラム |
| JP6385865B2 (ja) * | 2014-03-28 | 2018-09-05 | 日本光電工業株式会社 | パルスフォトメータ |
-
1989
- 1989-10-24 JP JP1274888A patent/JPH03136637A/ja active Granted
Cited By (1)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| US7206621B2 (en) | 2003-08-27 | 2007-04-17 | Nihon Kohden Corporation | Pulse oximeter |
Also Published As
| Publication number | Publication date |
|---|---|
| JPH03136637A (ja) | 1991-06-11 |
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