JPH0628655B2 - 酸素飽和度測定装置 - Google Patents
酸素飽和度測定装置Info
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- JPH0628655B2 JPH0628655B2 JP63248834A JP24883488A JPH0628655B2 JP H0628655 B2 JPH0628655 B2 JP H0628655B2 JP 63248834 A JP63248834 A JP 63248834A JP 24883488 A JP24883488 A JP 24883488A JP H0628655 B2 JPH0628655 B2 JP H0628655B2
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- hemoglobin
- absorbance
- change
- hbo
- thb
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- Investigating Or Analysing Biological Materials (AREA)
- Measurement Of The Respiration, Hearing Ability, Form, And Blood Characteristics Of Living Organisms (AREA)
Description
【発明の詳細な説明】 （産業上の利用分野） 本発明は生体組織の血液中ヘモグロビンの酸素飽和度を
測定する装置に関し、詳しくは近赤外領域の特定波長光
を用いて生体血中のヘモグロビンの酸素飽和度を直接測
定する装置に関するものである。
測定する装置に関し、詳しくは近赤外領域の特定波長光
を用いて生体血中のヘモグロビンの酸素飽和度を直接測
定する装置に関するものである。
（従来の技術） ヘモグロビンの酸素飽和度を測定する方法としては、観
血的な方法と非観血的な方法がある。
血的な方法と非観血的な方法がある。
観血的な方法は採血を必要とするため、連続的にモニタ
するには適さず、また、測定対象によっては採血ができ
ない。
するには適さず、また、測定対象によっては採血ができ
ない。
非観血的な方法としてよく用いられるのは、経皮酸素電
極を用いる方法と、パルスオキシメータを用いる方法で
ある。
極を用いる方法と、パルスオキシメータを用いる方法で
ある。
（発明が解決しようとする課題） 経皮酸素電極を用いる方法は皮膚表面の酸素濃度を測定
するため、応答が遅く、また、未梢循環不全の場合には
使用できない問題がある。
するため、応答が遅く、また、未梢循環不全の場合には
使用できない問題がある。
パルスオキシメータを用いる方法は、血圧が低下した場
合や、脈波の検知できない組織では使用できない問題が
ある。
合や、脈波の検知できない組織では使用できない問題が
ある。
本発明は、上記の問題点を解決し、生体主要組織におけ
る血液中のヘモグロビンの酸素飽和度を光学的手法を用
いて、直接、かつ、無侵襲に測定することのできる装置
を提供することを目的とするものである。
る血液中のヘモグロビンの酸素飽和度を光学的手法を用
いて、直接、かつ、無侵襲に測定することのできる装置
を提供することを目的とするものである。
（課題を解決するための手段） 本発明の装置では、チトクロムaa3の酸化還元状態変化
に伴うスペクトル変動がヘモグロビンの酸素化−脱酸素
化に伴うスペクトル変動に比べ無視し得る実質的にヘモ
グロビンによる吸光度変化のみが生ずる波長領域におい
て異なる特定の３波長λ１，λ２及びλ３を選択し、こ
れらの波長光を生体組織に直接照射し、生体組織の血液
の酸素飽和度を変えることなく血液量を変動させたとき
の各波長についての吸光度変化ΔＡ１，ΔＡ２及びΔＡ
３を測定し、これらの吸光度変化ΔＡ１， ΔＡ２及びΔＡ３と、予め前記特定波長によって得られ
た吸光係数k1,k2,k3,k1′，k2′，k3′とに基づいて、
前記照射光路中の酸素化型ヘモグロビン量変動Δ〔Ｈｂ
Ｏ2〕及び全ヘモグロビン量変動Δ〔ＴＨｂ〕をそれぞ
れ Δ〔ＨｂＯ２〕＝{(k2′-k3′）ΔＡ１−(k1′-k3′）
ΔＡ２＋(k1′-k2′）ΔＡ３｝／Ｋ……(1) Δ〔THb〕＝ {(k2′-k3′−k2+k3)ΔＡ１＋(k1-k3-k1′+k3′）ΔＡ
２＋(k1′-k2′−k1+k2)ΔＡ３｝／Ｋ……(2) として算出し、その比Δ〔HbO2〕／Δ〔THb〕を算出す
ることによって血液中ヘモグロビンの酸素飽和度を求め
る。ただし、k1,k2,k3はそれぞれ波長λ１，λ２，λ３
における酸素化型ヘモグロビンの吸火係数k1′，k2′，
k3′はそれぞれ波長λ１，λ２，λ３における脱酸素化
型ヘモグロビンの吸光被数、 Ｋ＝(k1-k3)(k2′-k3′)-(k2-k3)(k1′-k3′）である。
に伴うスペクトル変動がヘモグロビンの酸素化−脱酸素
化に伴うスペクトル変動に比べ無視し得る実質的にヘモ
グロビンによる吸光度変化のみが生ずる波長領域におい
て異なる特定の３波長λ１，λ２及びλ３を選択し、こ
れらの波長光を生体組織に直接照射し、生体組織の血液
の酸素飽和度を変えることなく血液量を変動させたとき
の各波長についての吸光度変化ΔＡ１，ΔＡ２及びΔＡ
３を測定し、これらの吸光度変化ΔＡ１， ΔＡ２及びΔＡ３と、予め前記特定波長によって得られ
た吸光係数k1,k2,k3,k1′，k2′，k3′とに基づいて、
前記照射光路中の酸素化型ヘモグロビン量変動Δ〔Ｈｂ
Ｏ2〕及び全ヘモグロビン量変動Δ〔ＴＨｂ〕をそれぞ
れ Δ〔ＨｂＯ２〕＝{(k2′-k3′）ΔＡ１−(k1′-k3′）
ΔＡ２＋(k1′-k2′）ΔＡ３｝／Ｋ……(1) Δ〔THb〕＝ {(k2′-k3′−k2+k3)ΔＡ１＋(k1-k3-k1′+k3′）ΔＡ
２＋(k1′-k2′−k1+k2)ΔＡ３｝／Ｋ……(2) として算出し、その比Δ〔HbO2〕／Δ〔THb〕を算出す
ることによって血液中ヘモグロビンの酸素飽和度を求め
る。ただし、k1,k2,k3はそれぞれ波長λ１，λ２，λ３
における酸素化型ヘモグロビンの吸火係数k1′，k2′，
k3′はそれぞれ波長λ１，λ２，λ３における脱酸素化
型ヘモグロビンの吸光被数、 Ｋ＝(k1-k3)(k2′-k3′)-(k2-k3)(k1′-k3′）である。
チトクロムaa3の酸化還元状態変化に伴うスペクトル変
動がヘモグロビンの酸素化−脱酸素に戸もない鵜スペク
トル変動に比べ無視し得る実質的にヘモグロビンによる
吸光度変化のみが生ずる波長領域は例えば７００nm以上
の長波長領域である。特定の３波長は得られる吸光度の
差が大きく、かつ、散乱などの波長依存性の少ない組み
合わせが好ましい。
動がヘモグロビンの酸素化−脱酸素に戸もない鵜スペク
トル変動に比べ無視し得る実質的にヘモグロビンによる
吸光度変化のみが生ずる波長領域は例えば７００nm以上
の長波長領域である。特定の３波長は得られる吸光度の
差が大きく、かつ、散乱などの波長依存性の少ない組み
合わせが好ましい。
測定系には３波長の比を生体組織に直接照射するため
に、それぞれの波長のレーザダイオードを備えて磁次発
振させたり、分光光度計によって特定の３波長を選択し
て使用することができる。また、光源から検出器までの
測定光路には測定対象である生体部位に直接光照射でき
るように、例えば光ファイバ束などを用いることができ
る。
に、それぞれの波長のレーザダイオードを備えて磁次発
振させたり、分光光度計によって特定の３波長を選択し
て使用することができる。また、光源から検出器までの
測定光路には測定対象である生体部位に直接光照射でき
るように、例えば光ファイバ束などを用いることができ
る。
生体組織の血液の酸素飽和度を変えることなく血液量を
変動させるには、例えば測定対象が指もしくは腕であれ
ばそれら上下動させ、また、例えば測定対象が頭部であ
れば頭部を起こしたり寝かせたりすればよい。
変動させるには、例えば測定対象が指もしくは腕であれ
ばそれら上下動させ、また、例えば測定対象が頭部であ
れば頭部を起こしたり寝かせたりすればよい。
（作用） 本発明の装置は、ヘモグロビン量の変動と吸光度変化と
の間にランベルト−ベールの法則が成立する生理範囲内
で用いられる。すなわち、生体組織への特定波長λ１，
λ２，λ３による照射光路（光路長ｄ）中での酸素化型
ヘモグロビン（ＨｂＯ2）量変動をΔ〔ＨｂＯ2〕、脱酸
素化型ヘモグロビン（Ｈｂ）量変動をΔ〔Ｈｂ〕、全ヘ
モグロビン（ＴＨｂ）量変動をΔ〔ＴＨｂ〕とし、波長
λ１，λ２，λ３における酸素化型ヘモグロビンのin v
ivoにおける吸光係数をそれぞれk1,k2,k3、波長λ１，
λ２，λ３における脱酸素化型ヘモグロビンのin vivo
における吸光係数をそれぞれk1′，k2′，k3′とする
と、各波長λ１，λ２，λ３における経時吸光度変化量
ΔＡ１，ΔＡ２，ΔＡ３は ΔA1＝k1Δ〔HbO2〕＋k1′Δ〔Hb〕＋ΔS1……（３） ΔA2＝k2Δ〔HbO2〕＋k2′Δ〔Hb〕＋ΔS2……（４） ΔA3＝k3Δ〔HbO3〕＋k3′Δ〔Hb〕＋ΔS3……（５） として表わされる直線関係が成立する。ここで、ΔS1，
ΔS2，ΔS3はそれぞれ波長λ１，λ２，λ３における散
乱光強度変化分である。
の間にランベルト−ベールの法則が成立する生理範囲内
で用いられる。すなわち、生体組織への特定波長λ１，
λ２，λ３による照射光路（光路長ｄ）中での酸素化型
ヘモグロビン（ＨｂＯ2）量変動をΔ〔ＨｂＯ2〕、脱酸
素化型ヘモグロビン（Ｈｂ）量変動をΔ〔Ｈｂ〕、全ヘ
モグロビン（ＴＨｂ）量変動をΔ〔ＴＨｂ〕とし、波長
λ１，λ２，λ３における酸素化型ヘモグロビンのin v
ivoにおける吸光係数をそれぞれk1,k2,k3、波長λ１，
λ２，λ３における脱酸素化型ヘモグロビンのin vivo
における吸光係数をそれぞれk1′，k2′，k3′とする
と、各波長λ１，λ２，λ３における経時吸光度変化量
ΔＡ１，ΔＡ２，ΔＡ３は ΔA1＝k1Δ〔HbO2〕＋k1′Δ〔Hb〕＋ΔS1……（３） ΔA2＝k2Δ〔HbO2〕＋k2′Δ〔Hb〕＋ΔS2……（４） ΔA3＝k3Δ〔HbO3〕＋k3′Δ〔Hb〕＋ΔS3……（５） として表わされる直線関係が成立する。ここで、ΔS1，
ΔS2，ΔS3はそれぞれ波長λ１，λ２，λ３における散
乱光強度変化分である。
波長λ１，λ２，λ３を互いに比較的近い値に設定すれ
ば、ΔS1＝ΔS2＝ΔＳ＝ΔＳと近似することができる。
その結果、各変動量Δ〔ＨｂＯ2〕，Δ〔ＴＨｂ〕は
（１），（２）式により算出することができる。脱酸素
化型ヘモグロビン量変動 Δ〔Ｈｂ〕＝ ｛−（ｋ２−ｋ３）ΔＡ１＋（ｋ１−ｋ３）ΔＡ２−
（ｋ１−ｋ２）ΔＡ３｝／Ｋ であり、Δ〔ＴＨｂ〕＝Δ〔ＨｂＯ2〕＋Δ〔Ｈｂ〕で
ある。
ば、ΔS1＝ΔS2＝ΔＳ＝ΔＳと近似することができる。
その結果、各変動量Δ〔ＨｂＯ2〕，Δ〔ＴＨｂ〕は
（１），（２）式により算出することができる。脱酸素
化型ヘモグロビン量変動 Δ〔Ｈｂ〕＝ ｛−（ｋ２−ｋ３）ΔＡ１＋（ｋ１−ｋ３）ΔＡ２−
（ｋ１−ｋ２）ΔＡ３｝／Ｋ であり、Δ〔ＴＨｂ〕＝Δ〔ＨｂＯ2〕＋Δ〔Ｈｂ〕で
ある。
腕を上下動させたり、頭部を起伏させることによっては
酸素飽和度ＳＯ2は変化しないと考えられるので、その
ような状態の変化の前後における Δ〔ＴＨｂ〕，Δ〔ＨｂＯ2〕から ＳＯ2＝Δ〔ＨｂＯ2〕／Δ〔ＴＨｂ〕×１００（％） として酸素飽和度を求めることができる （実施例） 第１図は一実施例を表わす。
酸素飽和度ＳＯ2は変化しないと考えられるので、その
ような状態の変化の前後における Δ〔ＴＨｂ〕，Δ〔ＨｂＯ2〕から ＳＯ2＝Δ〔ＨｂＯ2〕／Δ〔ＴＨｂ〕×１００（％） として酸素飽和度を求めることができる （実施例） 第１図は一実施例を表わす。
２−１〜２−３はそれぞれ特定の波長λ１，λ２，λ３
のレーザ光を発振するレーザダイオードであり、それぞ
れの出力は例えば３０mWである。発振波長（λ１，
λ２，λ３）は７００nm以上に設定することが好まし
く、その組合わせは例えば（７８０nm，８０５nm，８３
０nm）、（７００nm，７３０nm，７５０nm）であるが、
これらの波長に限定されず、任意に設定することができ
る。レーザダイオード２−１〜２−３は駆動回路４によ
って順次切り替えて発振させられる。駆動回路４はＣＰ
Ｕ６によって制御される。８は測定対象としての生体組
織であり、レーザダイオード２−１〜２−３からのレー
ザビームが照射用光ガイド１０によって生体組織８に導
かれる。光ガイド１０は例えば直径５mmの光ファイバ束
である。１２は検出器である光電子増倍管であり、生体
組織８による透過光又は反射光が検出用光ガイド１４に
よって光電子増倍管１２に導かれる。光ガイド１４も例
えば直径が５mmの光ファイバ束である。
のレーザ光を発振するレーザダイオードであり、それぞ
れの出力は例えば３０mWである。発振波長（λ１，
λ２，λ３）は７００nm以上に設定することが好まし
く、その組合わせは例えば（７８０nm，８０５nm，８３
０nm）、（７００nm，７３０nm，７５０nm）であるが、
これらの波長に限定されず、任意に設定することができ
る。レーザダイオード２−１〜２−３は駆動回路４によ
って順次切り替えて発振させられる。駆動回路４はＣＰ
Ｕ６によって制御される。８は測定対象としての生体組
織であり、レーザダイオード２−１〜２−３からのレー
ザビームが照射用光ガイド１０によって生体組織８に導
かれる。光ガイド１０は例えば直径５mmの光ファイバ束
である。１２は検出器である光電子増倍管であり、生体
組織８による透過光又は反射光が検出用光ガイド１４に
よって光電子増倍管１２に導かれる。光ガイド１４も例
えば直径が５mmの光ファイバ束である。
１６は光電子増倍管１２の出力信号を増幅するプリアン
プ、１８は増幅された信号をサンプルホールドするサン
プルホールド回路、２０はサンプルホールド回路１８の
出力信号を増幅する増幅器、２２は増幅された信号電圧
を周波数に変換するＶ／Ｆ変換器であり、Ｖ／Ｆ変換器
２２の出力信号がＣＰＵ６に入力されてカウントされ
る。
プ、１８は増幅された信号をサンプルホールドするサン
プルホールド回路、２０はサンプルホールド回路１８の
出力信号を増幅する増幅器、２２は増幅された信号電圧
を周波数に変換するＶ／Ｆ変換器であり、Ｖ／Ｆ変換器
２２の出力信号がＣＰＵ６に入力されてカウントされ
る。
ＣＰＵ６はレーザダイオード２−１〜２−３の発振を制
御するとともに、各波長λ１，λ２，λ３でのデータを
取り込み、経時吸光度変化量ΔA1，ΔA2，ΔA3を算出す
る。その算出した経時吸光度変化量ΔA1，ΔA2，ΔA3と
予め測定されて設定された吸光係数k1,k2,k3，k1′，
k2′，k3′とから酸素化型ヘモグロビン量変動Δ〔Ｈｂ
Ｏ2〕及び全ヘモグロビン量変動Δ〔ＴＨｂ〕を算出
し、さらに酸素飽和度ＳＯ2＝ Δ〔ＨｂＯ2〕／Δ〔ＴＨｂ〕×１００（％）を算出す
る。
御するとともに、各波長λ１，λ２，λ３でのデータを
取り込み、経時吸光度変化量ΔA1，ΔA2，ΔA3を算出す
る。その算出した経時吸光度変化量ΔA1，ΔA2，ΔA3と
予め測定されて設定された吸光係数k1,k2,k3，k1′，
k2′，k3′とから酸素化型ヘモグロビン量変動Δ〔Ｈｂ
Ｏ2〕及び全ヘモグロビン量変動Δ〔ＴＨｂ〕を算出
し、さらに酸素飽和度ＳＯ2＝ Δ〔ＨｂＯ2〕／Δ〔ＴＨｂ〕×１００（％）を算出す
る。
ＣＰＵ６は第２図に示されるような機能を果たしてい
る。２６は吸光度変化量算出部であり、透過光又は反射
光の強度を入力し、ダーク補正をした後、対数値に変換
し、異なる時間における特定の３波長での吸光度変化量
ΔA1，ΔA2，ΔA3を算出する。２８は予め測定された吸
光係数k1,k2,k3，k1′，k2′，k3′が設定される吸光係
数設定部、３０は吸光度変化量算出部２６からの吸光度
変化量ΔA1，ΔA2，ΔA3と吸光係数設定部２８からの吸
光係数k1,k2,k3，k1′，k2′，k3′とから酸素化型ヘモ
グロビン量変動Δ〔ＨｂＯ2〕及び及び全ヘモグロビン
量変動Δ〔ＴＨｂ〕を算出し、さらに酸素飽和度ＳＯ2
＝ Δ〔ＨｂＯ2〕／Δ〔ＴＨｂ〕×１００（％）を算出す
る演算部である。
る。２６は吸光度変化量算出部であり、透過光又は反射
光の強度を入力し、ダーク補正をした後、対数値に変換
し、異なる時間における特定の３波長での吸光度変化量
ΔA1，ΔA2，ΔA3を算出する。２８は予め測定された吸
光係数k1,k2,k3，k1′，k2′，k3′が設定される吸光係
数設定部、３０は吸光度変化量算出部２６からの吸光度
変化量ΔA1，ΔA2，ΔA3と吸光係数設定部２８からの吸
光係数k1,k2,k3，k1′，k2′，k3′とから酸素化型ヘモ
グロビン量変動Δ〔ＨｂＯ2〕及び及び全ヘモグロビン
量変動Δ〔ＴＨｂ〕を算出し、さらに酸素飽和度ＳＯ2
＝ Δ〔ＨｂＯ2〕／Δ〔ＴＨｂ〕×１００（％）を算出す
る演算部である。
測定系２４は第１図で鎖線で囲まれた部分に光ガイド１
０，１４を含めたものに該当する。
０，１４を含めたものに該当する。
第１図においてＣＰＵ６には入出力部３２を介して、こ
の装置を操作したり吸光係数を入力するためのキーボー
ド３４、測定値などを表示する液晶ディスプレイ３６、
測定結果を出力するレコーダ３８、異常を知らせる警報
装置４０などが接続されている。
の装置を操作したり吸光係数を入力するためのキーボー
ド３４、測定値などを表示する液晶ディスプレイ３６、
測定結果を出力するレコーダ３８、異常を知らせる警報
装置４０などが接続されている。
次に、本実施例の動作について説明する。
第３図はＣＰＵ６が測定値を取り込み、ダーク補正をす
るまでのタイムチャートである。Ａ，Ｂ，Ｃはそれぞれ
波長λ１，λ２，λ３のレーザダイオード２−１〜２−
３の駆動パルス、Ｄは積分パルス、Ｅはサンプリングパ
ルス、Ｆはリセットパルス、Ｇは光電子増倍管１２の出
力信号、Ｈは波長λ１のチャネルのサンプルホールド前
の出力信号である。他のチャネルについても同様の出力
信号Ｈが得られるＳλ１は信号レベル、Ｄλ１はダーク
レベルである。ＩはＳλ１−Ｄλ１であり、これによっ
て真の真レベルを得ることができる。
るまでのタイムチャートである。Ａ，Ｂ，Ｃはそれぞれ
波長λ１，λ２，λ３のレーザダイオード２−１〜２−
３の駆動パルス、Ｄは積分パルス、Ｅはサンプリングパ
ルス、Ｆはリセットパルス、Ｇは光電子増倍管１２の出
力信号、Ｈは波長λ１のチャネルのサンプルホールド前
の出力信号である。他のチャネルについても同様の出力
信号Ｈが得られるＳλ１は信号レベル、Ｄλ１はダーク
レベルである。ＩはＳλ１−Ｄλ１であり、これによっ
て真の真レベルを得ることができる。
この操作を血液量を変化させる動作の前後の状態、例え
ば腕を上げた状態と下げた状態などでそれぞれ行なっ
て、Δ〔ＨｂＯ2〕，Δ〔ＴＨｂ〕を算出し、ＳＯ2を算
出する。
ば腕を上げた状態と下げた状態などでそれぞれ行なっ
て、Δ〔ＨｂＯ2〕，Δ〔ＴＨｂ〕を算出し、ＳＯ2を算
出する。
第４図のフローチャートにしたがって動作を説明する。
レーザダイオード２−１〜２−３をオフにするなど、測
定装置の初期設定を行ない（ステップＳ１）、光電子増
倍管１２の負高圧値や出力パラメータなどの条件設定を
行なう（ステップＳ２）。
定装置の初期設定を行ない（ステップＳ１）、光電子増
倍管１２の負高圧値や出力パラメータなどの条件設定を
行なう（ステップＳ２）。
試料をセットする。
ダークレベルを検出するために、レーザダイオード２−
１〜２−３がオフの状態で各波長λ１，λ２，λ３のチ
ャネルについて所定の時間だけ検出値を積分する（ステ
ップＳ３〜Ｓ６）。これらの積分値Ｄλ１，Ｄλ２，Ｄ
λ３をダークレベルのデータとして読み込む、記憶する
（ステップＳ７）。これらのダークレベルＤλ１，Ｄλ
２，Ｄλ３が設定値よりも小さければ、信号レベルの測
定に移行し、大きければアラームを点灯してダークレベ
ルの測定から繰り返す（ステップＳ８，Ｓ９）。
１〜２−３がオフの状態で各波長λ１，λ２，λ３のチ
ャネルについて所定の時間だけ検出値を積分する（ステ
ップＳ３〜Ｓ６）。これらの積分値Ｄλ１，Ｄλ２，Ｄ
λ３をダークレベルのデータとして読み込む、記憶する
（ステップＳ７）。これらのダークレベルＤλ１，Ｄλ
２，Ｄλ３が設定値よりも小さければ、信号レベルの測
定に移行し、大きければアラームを点灯してダークレベ
ルの測定から繰り返す（ステップＳ８，Ｓ９）。
信号の検出においては、レーザダイオード２−１〜２−
３をオンにして各波長λ１，λ２，λ３のチャネルにつ
いて所定の時間だけ検出値を積分する（ステップＳ１０
〜Ｓ１３）。これらの積分値Ｓλ１，Ｓλ２，Ｓλ３を
信号データとして読み込み、記憶する（ステップＳ１
４）。これらの信号Ｄλ１，Ｄλ２，Ｄλ３が設定範囲
になければ、アラームを点灯し、ステップＳ２に戻って
負高圧値を変更してダークレベルから測定を繰り返す
（ステップＳ１５，Ｓ１６，Ｓ１７，Ｓ１８）。
３をオンにして各波長λ１，λ２，λ３のチャネルにつ
いて所定の時間だけ検出値を積分する（ステップＳ１０
〜Ｓ１３）。これらの積分値Ｓλ１，Ｓλ２，Ｓλ３を
信号データとして読み込み、記憶する（ステップＳ１
４）。これらの信号Ｄλ１，Ｄλ２，Ｄλ３が設定範囲
になければ、アラームを点灯し、ステップＳ２に戻って
負高圧値を変更してダークレベルから測定を繰り返す
（ステップＳ１５，Ｓ１６，Ｓ１７，Ｓ１８）。
信号Ｄλ１，Ｄλ２，Ｄλ３が設定範囲にあれば真の信
号レベルを出すために、Ｓλ１−Ｄλ１，Ｓλ２−Ｄλ
２，Ｓλ３−Ｄλ３を算出する（ステップＳ１９）。算
出された値を対数値に変換し（ステップＳ２０）、デー
タとして記憶しておく（ステップＳ２１）。
号レベルを出すために、Ｓλ１−Ｄλ１，Ｓλ２−Ｄλ
２，Ｓλ３−Ｄλ３を算出する（ステップＳ１９）。算
出された値を対数値に変換し（ステップＳ２０）、デー
タとして記憶しておく（ステップＳ２１）。
血液量を変化させるように試料の状態を変化させた後、
ステップＳ３以降の動作を繰り返す。
ステップＳ３以降の動作を繰り返す。
その後、（１），（２）式により酸素化型ヘモグロビン
量変動Δ〔ＨｂＯ2〕及び全ヘモグロビン量変動Δ〔Ｔ
Ｈｂ〕を算出し、酸素飽和度ＳＯ2を算出する（ステッ
プＳ２２）。算出された値が妥当なものであれば、出力
し（ステップＳ２３，Ｓ２５）、妥当でなければアラー
ムを点灯し、ステップＳ２に戻ってダークレベルの測定
から繰り返す（ステップＳ２３，Ｓ２４）。
量変動Δ〔ＨｂＯ2〕及び全ヘモグロビン量変動Δ〔Ｔ
Ｈｂ〕を算出し、酸素飽和度ＳＯ2を算出する（ステッ
プＳ２２）。算出された値が妥当なものであれば、出力
し（ステップＳ２３，Ｓ２５）、妥当でなければアラー
ムを点灯し、ステップＳ２に戻ってダークレベルの測定
から繰り返す（ステップＳ２３，Ｓ２４）。
（３）〜（５）式における散乱光強度によるバックグラ
ウンド補正項ΔS1，ΔS2，ΔS3に波長依存の係数をかけ
てａΔS1，ｂΔS2，ｃΔS3とすれば、さらに精度がよく
なる。
ウンド補正項ΔS1，ΔS2，ΔS3に波長依存の係数をかけ
てａΔS1，ｂΔS2，ｃΔS3とすれば、さらに精度がよく
なる。
実施例ではＣＰＵ６がヘモグロビン量変動、酸素飽和度
の演算だけでなく、ダークレベル補正、対数変換も行な
っているが、例えば対数変換器を用いて対数変換したデ
ータをＣＰＵに取り込んで演算するようにしてもよい。
の演算だけでなく、ダークレベル補正、対数変換も行な
っているが、例えば対数変換器を用いて対数変換したデ
ータをＣＰＵに取り込んで演算するようにしてもよい。
また、３波長を選択するために３種類のレーザダイオー
ドを用いているが、分光光度計を用いても波長のデータ
を得るようにしてもよい。
ドを用いているが、分光光度計を用いても波長のデータ
を得るようにしてもよい。
本発明では３波長で測定を行なっているが、４波長以上
を用いてヘモグロビン各量の変動Δ〔ＨｂＯ2〕，Δ
〔ＴＨｂ〕を測定し、酸素飽和度ＳＯ2を算出すればさ
らに精度を上げることができる。
を用いてヘモグロビン各量の変動Δ〔ＨｂＯ2〕，Δ
〔ＴＨｂ〕を測定し、酸素飽和度ＳＯ2を算出すればさ
らに精度を上げることができる。
（発明の効果） 本発明によれば、生体の目的とする組織における血液中
のヘモグロビンの酸素飽和度を直接測定することができ
る。使用する光が近赤外光であるので、安全であり、長
時間使用することができる。
のヘモグロビンの酸素飽和度を直接測定することができ
る。使用する光が近赤外光であるので、安全であり、長
時間使用することができる。
また、従来のパルスオキシメータを使用した方法では、
動脈成分しか測定することができないが、本発明の測定
結果は主として静脈成分を反映するので、組織の酸素代
謝に関する情報を得ることができる。
動脈成分しか測定することができないが、本発明の測定
結果は主として静脈成分を反映するので、組織の酸素代
謝に関する情報を得ることができる。
第１図は一実施例を示すブロック図、第２図は同装置に
おけるＣＰＵの機能を示すブロック図、第３図は同装置
の検出動作を示すタイムチャート、第４図は同装置の動
作を示フローチャートである。 ２４……測定系、２６……吸光度変化量算出部、２８…
…吸光係数設定部、３０……演算部。
おけるＣＰＵの機能を示すブロック図、第３図は同装置
の検出動作を示すタイムチャート、第４図は同装置の動
作を示フローチャートである。 ２４……測定系、２６……吸光度変化量算出部、２８…
…吸光係数設定部、３０……演算部。
Claims (1)
- 【請求項１】チトクロムaa3の酸化還元状態変化に伴う
スペクトル変動がヘモグロビンの酸素化−脱酸素化に伴
うスペクトル変動に比べ無視し得る実質的にヘモグロビ
ンによる吸光度変化のみが生ずる波長領域において異な
る特定の３波長λ１，λ２及びλ３の波長光を生体組織
に直接照射し、生体組織からの透過光又は反射光を検出
する測定系と、 前記測定系の検出信号を入力し、生体組織での血液量変
動の前後での各波長についての吸光度変化ΔＡ１，ΔＡ
２及びΔＡ３を算出する吸光度変化量算出部と、 波長λ１，λ２，λ３における酸素化型ヘモグロビンの
吸光係数ｋ１，ｋ２，ｋ３と脱酸素化型ヘモグロビンの
吸光係数k1′，k2′，k3′が設定されている吸光係数設
定部と、 前記吸光度変化量算出部により算出された吸光度変化Δ
Ａ１，ΔＡ２及びΔＡ３と、前記吸光係数設定部に設定
された吸光係数k1,k2,k3,k1′，k2′，k3′とに基づい
て、酸素化型ヘモグロビン量変動Δ〔ＨｂＯ2〕及び全
ヘモグロビン量変動Δ〔ＴＨｂ〕をそれぞれ Δ〔ＨｂＯ２〕＝{(k2′-k3′）ΔＡ１−(k1′-k3′）
ΔＡ２＋(k1′-k2′）ΔＡ３｝／ＫΔ〔THb〕＝ {(k2′-k3′−k2+k3)ΔＡ１＋(k1-k3-k1′+k3′）ΔＡ
２＋(k1′-k2′−k1+k2)ΔＡ３｝／Ｋ （ただし、Ｋ＝(k1-k3)(k2′-k3′)-(k2-k3)(k1′-
k3′）である） として算出し、その比Δ〔HbO2〕／Δ〔THb〕を算出す
ることによって血液中ヘモグロビンの酸素飽和度を求め
る演算部と、を備えたことを特徴とする酸素飽和度測定
装置。
Priority Applications (1)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| JP63248834A JPH0628655B2 (ja) | 1988-09-30 | 1988-09-30 | 酸素飽和度測定装置 |
Applications Claiming Priority (1)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| JP63248834A JPH0628655B2 (ja) | 1988-09-30 | 1988-09-30 | 酸素飽和度測定装置 |
Publications (2)
| Publication Number | Publication Date |
|---|---|
| JPH0295259A JPH0295259A (ja) | 1990-04-06 |
| JPH0628655B2 true JPH0628655B2 (ja) | 1994-04-20 |
Family
ID=17184117
Family Applications (1)
| Application Number | Title | Priority Date | Filing Date |
|---|---|---|---|
| JP63248834A Expired - Lifetime JPH0628655B2 (ja) | 1988-09-30 | 1988-09-30 | 酸素飽和度測定装置 |
Country Status (1)
| Country | Link |
|---|---|
| JP (1) | JPH0628655B2 (ja) |
Families Citing this family (2)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| US6456862B2 (en) * | 2000-05-02 | 2002-09-24 | Cas Medical Systems, Inc. | Method for non-invasive spectrophotometric blood oxygenation monitoring |
| EP1545298B1 (en) | 2002-07-26 | 2019-11-27 | Edwards Lifesciences Corporation | Method and apparatus for spectrophotometric blood oxygenation monitoring |
-
1988
- 1988-09-30 JP JP63248834A patent/JPH0628655B2/ja not_active Expired - Lifetime
Also Published As
| Publication number | Publication date |
|---|---|
| JPH0295259A (ja) | 1990-04-06 |
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