JPH07136150A - 光音響型パルスオキシメータ - Google Patents
光音響型パルスオキシメータInfo
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- JPH07136150A JPH07136150A JP5286307A JP28630793A JPH07136150A JP H07136150 A JPH07136150 A JP H07136150A JP 5286307 A JP5286307 A JP 5286307A JP 28630793 A JP28630793 A JP 28630793A JP H07136150 A JPH07136150 A JP H07136150A
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- blood
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- light
- photoacoustic signal
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- Investigating Or Analyzing Materials By The Use Of Ultrasonic Waves (AREA)
- Investigating Or Analysing Materials By Optical Means (AREA)
- Measurement Of The Respiration, Hearing Ability, Form, And Blood Characteristics Of Living Organisms (AREA)
Abstract
(57)【要約】
【目的】 測定部位がいずれの箇所であっても測定が可
能なパルスオキシメータを提供すること。 【構成】 第１の波長の断続光と第２の波長の断続光を
交互に発生する断続光発生手段と、脈動する血液を含む
生体組織に前記各波長の断続光が照射されたときに生じ
る光音響信号を各波長について検出する光音響信号検出
手段と、この光音響信号検出手段が検出したそれぞれの
光音響信号について同一２時点間の血液の脈動による変
化分を検出する第１、第２の変化分検出手段と、この第
１、第２の変化分検出手段の出力より前記各波長の光に
ついて血液の吸収係数の比を求める吸収係数比計算手段
と、この吸光係数比計算手段の出力より酸素飽和度を求
める酸素飽和度計算手段とを具備している。
能なパルスオキシメータを提供すること。 【構成】 第１の波長の断続光と第２の波長の断続光を
交互に発生する断続光発生手段と、脈動する血液を含む
生体組織に前記各波長の断続光が照射されたときに生じ
る光音響信号を各波長について検出する光音響信号検出
手段と、この光音響信号検出手段が検出したそれぞれの
光音響信号について同一２時点間の血液の脈動による変
化分を検出する第１、第２の変化分検出手段と、この第
１、第２の変化分検出手段の出力より前記各波長の光に
ついて血液の吸収係数の比を求める吸収係数比計算手段
と、この吸光係数比計算手段の出力より酸素飽和度を求
める酸素飽和度計算手段とを具備している。
Description
【０００１】
【産業上の利用分野】本発明は血液中の酸素飽和度を測
定するためのパルスオキシメータに関する。
定するためのパルスオキシメータに関する。
【０００２】
【従来の技術】従来のパルスオキシメータは、まず異な
る波長λ1 ，λ2 の光Ｉ1 ，Ｉ2 を生体組織に照射し、
その透過光Ｉ01，Ｉ02と、血液の脈動により生体組織の
血液層の厚さの変化に応じた透過光の変化ΔＩ01，ΔＩ
02から次式によりΦを求める。 Φ＝ｌｏｇ｛Ｉ01／（Ｉ01−ΔＩ01）｝／ｌｏｇ｛Ｉ02
／（Ｉ02−ΔＩ02）｝
る波長λ1 ，λ2 の光Ｉ1 ，Ｉ2 を生体組織に照射し、
その透過光Ｉ01，Ｉ02と、血液の脈動により生体組織の
血液層の厚さの変化に応じた透過光の変化ΔＩ01，ΔＩ
02から次式によりΦを求める。 Φ＝ｌｏｇ｛Ｉ01／（Ｉ01−ΔＩ01）｝／ｌｏｇ｛Ｉ02
／（Ｉ02−ΔＩ02）｝
【０００３】次に、Φ＝Ｅ1 ／Ｅ2 であること
（Ｅ1 ，Ｅ2 ：波長λ1 ，λ2 の光に対する血液の吸光
係数）、Ｅ1 ／Ｅ2 と酸素飽和度ＳｐＯ２は所定の関係
にあることからＳｐＯ２を求めていた。
（Ｅ1 ，Ｅ2 ：波長λ1 ，λ2 の光に対する血液の吸光
係数）、Ｅ1 ／Ｅ2 と酸素飽和度ＳｐＯ２は所定の関係
にあることからＳｐＯ２を求めていた。
【０００４】
【発明が解決しようとする課題】しかし従来のパルスオ
キシメータでは透過光を検出するために測定の部位が指
尖部と耳朶に限定されていた。
キシメータでは透過光を検出するために測定の部位が指
尖部と耳朶に限定されていた。
【０００５】本発明の目的は、測定部位がいずれの箇所
であっても酸素飽和度ＳｐＯ２を測定することができる
パルスオキシメータを提供することである。
であっても酸素飽和度ＳｐＯ２を測定することができる
パルスオキシメータを提供することである。
【０００６】
【課題を解決するための手段】本発明では、第１の波長
の断続光と第２の波長の断続光を交互に発生する断続光
発生手段と、脈動する血液を含む生体組織に前記各波長
の断続光が照射されたときに生じる光音響信号を各波長
について検出する光音響信号検出手段と、この光音響信
号検出手段が検出したそれぞれの光音響信号について同
一２時点間の血液の脈動による変化分を検出する第１、
第２の変化分検出手段と、この第１、第２の変化分検出
手段の出力より前記各波長の光について血液の吸収係数
の比を求める吸収係数比計算手段と、この吸光係数比計
算手段の出力より酸素飽和度を求める酸素飽和度計算手
段とを具備する構成となっている。
の断続光と第２の波長の断続光を交互に発生する断続光
発生手段と、脈動する血液を含む生体組織に前記各波長
の断続光が照射されたときに生じる光音響信号を各波長
について検出する光音響信号検出手段と、この光音響信
号検出手段が検出したそれぞれの光音響信号について同
一２時点間の血液の脈動による変化分を検出する第１、
第２の変化分検出手段と、この第１、第２の変化分検出
手段の出力より前記各波長の光について血液の吸収係数
の比を求める吸収係数比計算手段と、この吸光係数比計
算手段の出力より酸素飽和度を求める酸素飽和度計算手
段とを具備する構成となっている。
【０００７】
【作用】本発明は光音響効果を用いた測定装置である。
まずこの測定の原理を説明する。
まずこの測定の原理を説明する。
【０００８】測定対象となる光吸収体に、単色光ビーム
を音響周波数で変調して照射するとその光吸収体に対し
加熱、冷却がくりかえし行なわれる。この加熱、冷却が
光吸収体周囲の媒体の温度を変化させ、その媒体に疎密
変化が生じる。すなわち上記単色光ビームの変調周波数
と同じ周波数の音が生じる。この音波を検出すると光吸
収体に吸収された光量がわかり、その光吸収体の量が測
定できる。
を音響周波数で変調して照射するとその光吸収体に対し
加熱、冷却がくりかえし行なわれる。この加熱、冷却が
光吸収体周囲の媒体の温度を変化させ、その媒体に疎密
変化が生じる。すなわち上記単色光ビームの変調周波数
と同じ周波数の音が生じる。この音波を検出すると光吸
収体に吸収された光量がわかり、その光吸収体の量が測
定できる。
【０００９】次に上記構成の装置の作用を説明する。脈
動する血液を含む生体組織に断続光発生手段からの断続
光が照射されると、血液および血液を除く組織（他の組
織と称する）はいずれも光音響信号を発生する。光音響
信号検出手段はこれらの信号を第１、第２の波長の光そ
れぞれについて検出する。第１、第２の変化分検出手段
は光音響信号検出手段が検出したそれぞれの光音響信号
について同じ２つの時点間の変化分を検出する。他の組
織の量は増減しないのでこのとき検出されたそれぞれの
変化分は血液の増減によるもののみとなり、これら変化
分に関与するのは血液の吸収係数であり他の組織の吸収
係数は含まれない。吸収係数比計算手段はこれら変化分
の比を求める。酸素飽和度計算手段はこれら変化分の比
から酸素飽和度を求める。
動する血液を含む生体組織に断続光発生手段からの断続
光が照射されると、血液および血液を除く組織（他の組
織と称する）はいずれも光音響信号を発生する。光音響
信号検出手段はこれらの信号を第１、第２の波長の光そ
れぞれについて検出する。第１、第２の変化分検出手段
は光音響信号検出手段が検出したそれぞれの光音響信号
について同じ２つの時点間の変化分を検出する。他の組
織の量は増減しないのでこのとき検出されたそれぞれの
変化分は血液の増減によるもののみとなり、これら変化
分に関与するのは血液の吸収係数であり他の組織の吸収
係数は含まれない。吸収係数比計算手段はこれら変化分
の比を求める。酸素飽和度計算手段はこれら変化分の比
から酸素飽和度を求める。
【００１０】
【実施例】本発明の一実施例を説明する。まず、この実
施例の原理について説明する。光音響信号ｐの一般式を
示すと次のようになる。 ＜ｐ＞＝ｋ｛ｉ・α（λ）／（ｆ・ｌ）｝・｛ｓ・ｃ・β／Ｃｐ｝・ｍ・Ｖ （ｔ） ……（１） ｋ：常数 ｆ：変調周波数 α（λ）：吸収係数
ｌ：音源からの距離 ｓ：光散乱因子 ｃ：音速
β：等温膨脹係数 Ｃｐ：定圧比熱ｍ：光の吸収
物質の濃度 Ｖ（ｔ）：音源の体積（光ビーム径と対
象とする吸収物質の交叉する領域） ＜ ＞は平均を
表す
施例の原理について説明する。光音響信号ｐの一般式を
示すと次のようになる。 ＜ｐ＞＝ｋ｛ｉ・α（λ）／（ｆ・ｌ）｝・｛ｓ・ｃ・β／Ｃｐ｝・ｍ・Ｖ （ｔ） ……（１） ｋ：常数 ｆ：変調周波数 α（λ）：吸収係数
ｌ：音源からの距離 ｓ：光散乱因子 ｃ：音速
β：等温膨脹係数 Ｃｐ：定圧比熱ｍ：光の吸収
物質の濃度 Ｖ（ｔ）：音源の体積（光ビーム径と対
象とする吸収物質の交叉する領域） ＜ ＞は平均を
表す
【００１１】光音響信号は音であるから音源がいくつあ
ろうと、重ね合わせの理が成り立つ。脈動する血液を含
む生体組織に断続する光を照射したとき光音響信号は次
式で表される。 ＜ｐ＞＝血液成分の信号＋他の組織成分の信号 ＝＜ｐ＞ｂ＋＜ｐ＞ｏ ＝Ａ・αｂ（λ）・ｍｂ・Ｖｂ（ｔ）＋Ｂ・αｏ（λ）・ｍｏ・Ｖｏ（ｔ） ……（２） Ａ，Ｂは常数およびほぼ不変（一定）と考えられる要素
の集合体添字ｂ，ｏはそれぞれ血液、他の組織を表す。
ろうと、重ね合わせの理が成り立つ。脈動する血液を含
む生体組織に断続する光を照射したとき光音響信号は次
式で表される。 ＜ｐ＞＝血液成分の信号＋他の組織成分の信号 ＝＜ｐ＞ｂ＋＜ｐ＞ｏ ＝Ａ・αｂ（λ）・ｍｂ・Ｖｂ（ｔ）＋Ｂ・αｏ（λ）・ｍｏ・Ｖｏ（ｔ） ……（２） Ａ，Ｂは常数およびほぼ不変（一定）と考えられる要素
の集合体添字ｂ，ｏはそれぞれ血液、他の組織を表す。
【００１２】血液の脈動に応じて、波長λ1 の光に対す
る光音響信号の最大値、最小値は次式となる。 ＜ｐmax ＞λ1 ＝Ａ・αｂ（λ1 ）・ｍｂ・Ｖbmax＋Ｂ・αｏ（λ1 ）・ｍｏ ・Ｖomax ……（３） ＜ｐmin ＞λ1 ＝Ａ・αｂ（λ1 ）・ｍｂ・Ｖbmin＋Ｂ・αｏ（λ1 ）・ｍｏ ・Ｖomin ……（４） ＜ｐmax ＞λ1 ー＜ｐmin ＞λ1 ＝Δｐλ1 とおくと、
（３），（４）式より次式が成立つ。 Δｐλ1 ＝Ａ・αｂ（λ1 ）・ｍｂ・（Ｖbmax−Ｖbmin）＋Ｂ・αｏ（λ1 ） ・ｍｏ・（Ｖomax−Ｖomin） ……（５）
る光音響信号の最大値、最小値は次式となる。 ＜ｐmax ＞λ1 ＝Ａ・αｂ（λ1 ）・ｍｂ・Ｖbmax＋Ｂ・αｏ（λ1 ）・ｍｏ ・Ｖomax ……（３） ＜ｐmin ＞λ1 ＝Ａ・αｂ（λ1 ）・ｍｂ・Ｖbmin＋Ｂ・αｏ（λ1 ）・ｍｏ ・Ｖomin ……（４） ＜ｐmax ＞λ1 ー＜ｐmin ＞λ1 ＝Δｐλ1 とおくと、
（３），（４）式より次式が成立つ。 Δｐλ1 ＝Ａ・αｂ（λ1 ）・ｍｂ・（Ｖbmax−Ｖbmin）＋Ｂ・αｏ（λ1 ） ・ｍｏ・（Ｖomax−Ｖomin） ……（５）
【００１３】他の組織成分の体積変化はほとんど生じな
いのでＶomax−Ｖomin＝０とみなすことができる。ま
た、波長λ1 を血液（ヘモグロビン）に良く吸収され、
他の組織は透過する光の波長にとるとαｏ（λ1 ）＜α
ｂ（λ1 ）となる。このことから（５）式は次のように
なる。 Δｐλ1 ＝Ａ・αｂ（λ1 ）・ｍｂ・ΔＶｂ（ｔ） ……（６） ただし、ΔＶｂ（ｔ）＝Ｖbmax−Ｖbmin
いのでＶomax−Ｖomin＝０とみなすことができる。ま
た、波長λ1 を血液（ヘモグロビン）に良く吸収され、
他の組織は透過する光の波長にとるとαｏ（λ1 ）＜α
ｂ（λ1 ）となる。このことから（５）式は次のように
なる。 Δｐλ1 ＝Ａ・αｂ（λ1 ）・ｍｂ・ΔＶｂ（ｔ） ……（６） ただし、ΔＶｂ（ｔ）＝Ｖbmax−Ｖbmin
【００１４】同様に波長λ2 の光に対する音響信号の最
大値、最小値は次式となる。 ＜ｐmax ＞λ2 ＝Ａ・αｂ（λ2 ）・ｍｂ・Ｖbmax＋Ｂ・αｏ（λ2 ）・ｍｏ ・Ｖomax ……（７） ＜ｐmin ＞λ2 ＝Ａ・αｂ（λ2 ）・ｍｂ・Ｖbmin＋Ｂ・αｏ（λ2 ）・ｍｏ ・Ｖomin ……（８）
大値、最小値は次式となる。 ＜ｐmax ＞λ2 ＝Ａ・αｂ（λ2 ）・ｍｂ・Ｖbmax＋Ｂ・αｏ（λ2 ）・ｍｏ ・Ｖomax ……（７） ＜ｐmin ＞λ2 ＝Ａ・αｂ（λ2 ）・ｍｂ・Ｖbmin＋Ｂ・αｏ（λ2 ）・ｍｏ ・Ｖomin ……（８）
【００１５】ここにおいても＜ｐmax ＞λ2 −＜ｐmin
＞λ2 ＝Δｐλ2 とおき、波長λ2を血液（ヘモグロビ
ン）に良く吸収され、他の組織は透過する光の波長にと
ると、波長λ1 の場合と同様に次式が成立つ。 Δｐλ2 ＝Ａ・αｂ（λ2 ）・ｍｂ・ΔＶｂ（ｔ） ……（９） （６），（９）式より次式が成立つ。 Δｐλ1 ／Δｐλ2 ＝｛Ａ・αｂ（λ1 ）・ｍｂ・ΔＶ
ｂ（ｔ）｝／｛Ａ・αｂ（λ2 ）・ｍｂ・ΔＶ
ｂ（ｔ）｝＝αｂ（λ1 ）／αｂ（λ2 ）
＞λ2 ＝Δｐλ2 とおき、波長λ2を血液（ヘモグロビ
ン）に良く吸収され、他の組織は透過する光の波長にと
ると、波長λ1 の場合と同様に次式が成立つ。 Δｐλ2 ＝Ａ・αｂ（λ2 ）・ｍｂ・ΔＶｂ（ｔ） ……（９） （６），（９）式より次式が成立つ。 Δｐλ1 ／Δｐλ2 ＝｛Ａ・αｂ（λ1 ）・ｍｂ・ΔＶ
ｂ（ｔ）｝／｛Ａ・αｂ（λ2 ）・ｍｂ・ΔＶ
ｂ（ｔ）｝＝αｂ（λ1 ）／αｂ（λ2 ）
【００１６】Φ＝Δｐλ1 ／Δｐλ2 とおくと、Φを求
めるならば波長λ1 ，λ2 それぞれの光に対する血液の
吸収係数の比αｂ（λ1 ）／αｂ（λ2 ）を求めること
ができる。αｂ（λ1 ）／αｂ（λ2 ）を求めることが
できれば酸素飽和度ＳｐＯ２を求めることができる。こ
の点について以下説明する。
めるならば波長λ1 ，λ2 それぞれの光に対する血液の
吸収係数の比αｂ（λ1 ）／αｂ（λ2 ）を求めること
ができる。αｂ（λ1 ）／αｂ（λ2 ）を求めることが
できれば酸素飽和度ＳｐＯ２を求めることができる。こ
の点について以下説明する。
【００１７】血液の吸収係数と波長との関係は図５に示
すようになっている。波長λ1 が８０５ｎｍのとき、そ
の吸収係数αｂ（λ1 ）は酸素飽和度によらず一定であ
る。波長λ2 が７５０ｎｍのとき、その吸収係数α
ｂ（λ2 ）と酸素飽和度ＳｐＯ２は次式の関係となる。 ＳｐＯ２＝｛αｂ（λ2 ）−Ｅ0 ｝／（Ｅ100 −Ｅ0 ） ……（１０） Ｅ0 ，Ｅ100 は波長λ2 のときの血液の吸収係数であっ
て、Ｅ0 は酸素飽和度が０％のときの値、Ｅ100 は酸素
飽和度が１００％のときの値であり、いずれも既知であ
る。Φ＝αｂ（λ1 ）／αｂ（λ2 ）であるから、（１
０）式は次のようになる。 ＳｐＯ２＝｛αｂ（λ1 ）／Φ−Ｅ0 ｝／（Ｅ100 −Ｅ0 ）……（１１） αｂ（λ1 ）も既知であるからΦさえ求めるならばＳｐ
Ｏ２を求めることができる。
すようになっている。波長λ1 が８０５ｎｍのとき、そ
の吸収係数αｂ（λ1 ）は酸素飽和度によらず一定であ
る。波長λ2 が７５０ｎｍのとき、その吸収係数α
ｂ（λ2 ）と酸素飽和度ＳｐＯ２は次式の関係となる。 ＳｐＯ２＝｛αｂ（λ2 ）−Ｅ0 ｝／（Ｅ100 −Ｅ0 ） ……（１０） Ｅ0 ，Ｅ100 は波長λ2 のときの血液の吸収係数であっ
て、Ｅ0 は酸素飽和度が０％のときの値、Ｅ100 は酸素
飽和度が１００％のときの値であり、いずれも既知であ
る。Φ＝αｂ（λ1 ）／αｂ（λ2 ）であるから、（１
０）式は次のようになる。 ＳｐＯ２＝｛αｂ（λ1 ）／Φ−Ｅ0 ｝／（Ｅ100 −Ｅ0 ）……（１１） αｂ（λ1 ）も既知であるからΦさえ求めるならばＳｐ
Ｏ２を求めることができる。
【００１８】次に、以上の原理に基づく実施例装置につ
いて説明する。図１は本実施例装置の全体構成を示す図
である。発光素子１は波長８０５ｎｍ（＝λ1 ）の光を
発生する素子、発光素子２は波長７５０ｎｍ（＝λ2 ）
の光を発生する素子である。駆動回路３，４はそれぞれ
発光素子１，２を駆動する回路である。駆動回路３，４
は発振器５からの信号に応じた周波数で発光素子１，２
の光を断続させる。制御部６は発振器５の出力信号の周
波数を制御するものである。発光素子１，２と圧電素子
１０は血管７を含む生体組織８の表面９に配置されるも
のである。この配置を表面９の上方から見た図である図
２により示す。このように発光素子１，２を血液の流れ
に対し直交する方向に配置するのはドプラー効果の影響
を受けないようにするためである。発光素子１，２、駆
動回路３，４、発振器５および制御部６は断続光発生手
段１１を構成する。
いて説明する。図１は本実施例装置の全体構成を示す図
である。発光素子１は波長８０５ｎｍ（＝λ1 ）の光を
発生する素子、発光素子２は波長７５０ｎｍ（＝λ2 ）
の光を発生する素子である。駆動回路３，４はそれぞれ
発光素子１，２を駆動する回路である。駆動回路３，４
は発振器５からの信号に応じた周波数で発光素子１，２
の光を断続させる。制御部６は発振器５の出力信号の周
波数を制御するものである。発光素子１，２と圧電素子
１０は血管７を含む生体組織８の表面９に配置されるも
のである。この配置を表面９の上方から見た図である図
２により示す。このように発光素子１，２を血液の流れ
に対し直交する方向に配置するのはドプラー効果の影響
を受けないようにするためである。発光素子１，２、駆
動回路３，４、発振器５および制御部６は断続光発生手
段１１を構成する。
【００１９】圧電素子１０で発生した信号はアンプ１２
により増幅されマルチプレクサ１３に至るようになって
いる。マルチプレクサ１３は制御部６から与えられる信
号によりアンプ１２の出力信号を発光素子１の光に基づ
く光音響信号ｐλ1 と発光素子２の光に基づく光音響信
号ｐλ2 に分ける回路である。圧電素子１０、アンプ１
２、およびマルチプレクサ１３は光音響信号検出手段１
４を構成する。
により増幅されマルチプレクサ１３に至るようになって
いる。マルチプレクサ１３は制御部６から与えられる信
号によりアンプ１２の出力信号を発光素子１の光に基づ
く光音響信号ｐλ1 と発光素子２の光に基づく光音響信
号ｐλ2 に分ける回路である。圧電素子１０、アンプ１
２、およびマルチプレクサ１３は光音響信号検出手段１
４を構成する。
【００２０】第１の変化分検出手段１５はマルチプレク
サ１３の出力ｐλ1 から平均値＜ｐ＞λ1 を求め、血液
の脈動の１周期毎に対応する＜ｐ＞λ1 の最大値と最小
値の差Δｐλ1 を求める回路である。同様に第２の変化
分検出手段１６は＜ｐ＞λ2の最大値と最小値の差Δｐ
λ2 を求める回路である。
サ１３の出力ｐλ1 から平均値＜ｐ＞λ1 を求め、血液
の脈動の１周期毎に対応する＜ｐ＞λ1 の最大値と最小
値の差Δｐλ1 を求める回路である。同様に第２の変化
分検出手段１６は＜ｐ＞λ2の最大値と最小値の差Δｐ
λ2 を求める回路である。
【００２１】吸収係数比計算手段１７は第１、第２の変
化分検出手段１５，１６の出力からΔｐλ1 ／Δｐλ2
を求める回路である。
化分検出手段１５，１６の出力からΔｐλ1 ／Δｐλ2
を求める回路である。
【００２２】酸素飽和度計算手段１８は吸収係数１７の
出力から酸素飽和度ＳｐＯ２を求める回路である。
出力から酸素飽和度ＳｐＯ２を求める回路である。
【００２３】次にこのように構成された本実施例の動作
を説明する。制御部６は図３（ａ），（ｂ）に示すタイ
ミングで発光素子１，２がそれぞれ波長λ1 ，λ2 の光
を発生するように発振器５を制御する。図３（ａ），
（ｂ）に示す各パルスは更に周期が短かいパルスから成
っている。図３（ｃ），（ｄ）に波長λ1 ，λ2 の光そ
れぞれに対応して生体組織８から発生した光音響信号を
示す。
を説明する。制御部６は図３（ａ），（ｂ）に示すタイ
ミングで発光素子１，２がそれぞれ波長λ1 ，λ2 の光
を発生するように発振器５を制御する。図３（ａ），
（ｂ）に示す各パルスは更に周期が短かいパルスから成
っている。図３（ｃ），（ｄ）に波長λ1 ，λ2 の光そ
れぞれに対応して生体組織８から発生した光音響信号を
示す。
【００２４】圧電素子１０で出力されアンプ１２で増幅
された信号は図４（ａ）に示すように波長λ1 の光によ
る光音響信号ｐλ1 と波長λ2 の光による光音響信号ｐ
λ2との和である。マルチプレクサ１３は、制御部６か
ら図４（ｂ），（ｃ）に示す波長λ1 ，λ2 それぞれの
光を発生させるためのタイミング信号に基づいて図４
（ａ）の信号を図４（ｄ），（ｅ）に示すように２つの
信号ｐλ1 とｐλ2 に分ける。第１の変化分検出手段１
５はまず与えられた光音響信号ｐλ1 の各周期毎にその
平均値＜ｐ＞λ1 を求め、次にその最大値と最小値との
差Δｐλ1 を求める。同様に第２の変化分検出手段１６
は与えられた光音響信号ｐλ2 の各周期毎にその平均値
＜ｐ＞λ2 を求め、次にその最大値と最小値との差Δｐ
λ2 を求める。
された信号は図４（ａ）に示すように波長λ1 の光によ
る光音響信号ｐλ1 と波長λ2 の光による光音響信号ｐ
λ2との和である。マルチプレクサ１３は、制御部６か
ら図４（ｂ），（ｃ）に示す波長λ1 ，λ2 それぞれの
光を発生させるためのタイミング信号に基づいて図４
（ａ）の信号を図４（ｄ），（ｅ）に示すように２つの
信号ｐλ1 とｐλ2 に分ける。第１の変化分検出手段１
５はまず与えられた光音響信号ｐλ1 の各周期毎にその
平均値＜ｐ＞λ1 を求め、次にその最大値と最小値との
差Δｐλ1 を求める。同様に第２の変化分検出手段１６
は与えられた光音響信号ｐλ2 の各周期毎にその平均値
＜ｐ＞λ2 を求め、次にその最大値と最小値との差Δｐ
λ2 を求める。
【００２５】吸収係数比計算手段１７は第１、第２変化
分検出手段１５，１６の出力の比Δｐλ1 ／Δｐλ2 ＝
Φを求める。
分検出手段１５，１６の出力の比Δｐλ1 ／Δｐλ2 ＝
Φを求める。
【００２６】酸素飽和度計算手段１８は本実施例で説明
した（１１）式に吸収係数比計算手段１７が求めたΦを
代入して計算し、酸素飽和度ＳｐＯ２を求める。ここで
求めたＳｐＯ２は図示せぬ記録器で記録し、あるいは図
示せぬ表示器に表示する。
した（１１）式に吸収係数比計算手段１７が求めたΦを
代入して計算し、酸素飽和度ＳｐＯ２を求める。ここで
求めたＳｐＯ２は図示せぬ記録器で記録し、あるいは図
示せぬ表示器に表示する。
【００２７】本実施例によれば１つの圧電素子１０で異
なる２つの波長の光による光音響信号を受けるようにし
たので各光音響信号の経路が等しい。このため正確な測
定を行なうことができる。
なる２つの波長の光による光音響信号を受けるようにし
たので各光音響信号の経路が等しい。このため正確な測
定を行なうことができる。
【００２８】本実施例において光音響信号を検出するも
のとして圧電素子を用いたが、これはマイクロホンでも
良い。また、光発光素子としてはレーザーダイオードで
も、ＬＥＤでも良い。
のとして圧電素子を用いたが、これはマイクロホンでも
良い。また、光発光素子としてはレーザーダイオードで
も、ＬＥＤでも良い。
【００２９】また、第１、第２の変化分検出手段は＜ｐ
＞λ1 ，＜ｐ＞λ2 の最大値、最小値を求め、それらの
差を求めるようにしたが、図４（ｆ），（ｇ）に示すよ
うに１周期の血液の脈動について所望の２時点ｔ1 ，ｔ
2 をとり、それぞれの時点の＜ｐ＞λ1 ，＜ｐ＞λ2 を
求め、それらの差を求めるようにしてもよい。すなわち
時点ｔ1 のとき＜ｐ＞を＜ｐｔ1 ＞、時点ｔ2 のときの
＜ｐ＞を＜ｐｔ2 ＞で表すと、第１の変化分検出手段は
＜ｐｔ1 ＞λ1 −＜ｐｔ2 ＞λ1 を求め、第２の変化分
検出手段は＜ｐｔ1 ＞λ2 −＜ｐｔ2 ＞λ2 を求めるよ
うにしても良い。これらの比｛＜ｐｔ1 ＞λ1 −＜ｐｔ
2 ＞λ1 ｝／｛＜ｐｔ1 ＞λ2 −＜ｐｔ2 ＞λ2 ｝は略
Δｐλ1 ／Δｐλ2 に等しいから、吸収係数計算手段の
出力は上記＜ｐ＞の最大値、最小値の差をとって計算し
た場合と略同じとなり、酸素飽和度計算手段の出力結果
も略同じとなる。＜ｐ＞λ1 と＜ｐ＞λ2 が最大値をと
る時点は同じであり、＜ｐ＞λ1 と＜ｐ＞λ2 が最小値
をとる時点は同じであるから上記のように最大値、最小
値の差をとる方法は＜ｐ＞λ1 ，＜ｐ＞λ2 の値が最大
値となる時点ｔ1 、＜ｐ＞λ1 ，＜ｐ＞λ2 の値が最小
値となる時点ｔ2 を選択した場合と結果は同じである。
＞λ1 ，＜ｐ＞λ2 の最大値、最小値を求め、それらの
差を求めるようにしたが、図４（ｆ），（ｇ）に示すよ
うに１周期の血液の脈動について所望の２時点ｔ1 ，ｔ
2 をとり、それぞれの時点の＜ｐ＞λ1 ，＜ｐ＞λ2 を
求め、それらの差を求めるようにしてもよい。すなわち
時点ｔ1 のとき＜ｐ＞を＜ｐｔ1 ＞、時点ｔ2 のときの
＜ｐ＞を＜ｐｔ2 ＞で表すと、第１の変化分検出手段は
＜ｐｔ1 ＞λ1 −＜ｐｔ2 ＞λ1 を求め、第２の変化分
検出手段は＜ｐｔ1 ＞λ2 −＜ｐｔ2 ＞λ2 を求めるよ
うにしても良い。これらの比｛＜ｐｔ1 ＞λ1 −＜ｐｔ
2 ＞λ1 ｝／｛＜ｐｔ1 ＞λ2 −＜ｐｔ2 ＞λ2 ｝は略
Δｐλ1 ／Δｐλ2 に等しいから、吸収係数計算手段の
出力は上記＜ｐ＞の最大値、最小値の差をとって計算し
た場合と略同じとなり、酸素飽和度計算手段の出力結果
も略同じとなる。＜ｐ＞λ1 と＜ｐ＞λ2 が最大値をと
る時点は同じであり、＜ｐ＞λ1 と＜ｐ＞λ2 が最小値
をとる時点は同じであるから上記のように最大値、最小
値の差をとる方法は＜ｐ＞λ1 ，＜ｐ＞λ2 の値が最大
値となる時点ｔ1 、＜ｐ＞λ1 ，＜ｐ＞λ2 の値が最小
値となる時点ｔ2 を選択した場合と結果は同じである。
【００３０】また酸素飽和度計算手段は（１１）式を用
いて計算を行なったが、これは波長λ1 が８０５ｎｍの
場合に成立つ式である。波長λ1 が８０５ｎｍでない場
合には次のようになる。図５に示すように波長λ1 とλ
2 の間にλ3 をとり、そのときの血液の吸収係数をαｂ
（λ3 ）で表す。酸素飽和度ＳｐＯ２は波長λ1 ，λ3
の血液の吸収係数αｂ（λ2 ），αｂ（λ3 ）を用いて
次式で表される。 ＳｐＯ２＝｛αｂ（λ2 ）−Ｅ0 ｝／（Ｅ100 −Ｅ0 ） ＝｛αｂ（λ3 ）−ＥOA｝／（Ｅ100A−ＥOA） ……（１２）
いて計算を行なったが、これは波長λ1 が８０５ｎｍの
場合に成立つ式である。波長λ1 が８０５ｎｍでない場
合には次のようになる。図５に示すように波長λ1 とλ
2 の間にλ3 をとり、そのときの血液の吸収係数をαｂ
（λ3 ）で表す。酸素飽和度ＳｐＯ２は波長λ1 ，λ3
の血液の吸収係数αｂ（λ2 ），αｂ（λ3 ）を用いて
次式で表される。 ＳｐＯ２＝｛αｂ（λ2 ）−Ｅ0 ｝／（Ｅ100 −Ｅ0 ） ＝｛αｂ（λ3 ）−ＥOA｝／（Ｅ100A−ＥOA） ……（１２）
【００３１】Ｅ0 ，Ｅ0Aは酸素飽和度が０％のときの波
長λ2 ，λ3 それぞれについての血液の吸収係数、Ｅ
100 ，Ｅ100Aは酸素飽和度が１００％のときの波長
λ2 ，λ3それぞれについての血液の吸収係数である。
図１において発光素子１を波長λ3の光を発生する素子
とすれば吸収係数比計算手段１７は次式で表されるΦ23
を求める。 Φ23＝αｂ（λ3 ）／αｂ（λ2 ） ……（１３） （１２），（１３）式より ＳｐＯ２＝（ＥOA−Φ23・Ｅ0 ）／｛Φ23（Ｅ100 −Ｅ0 ）−（Ｅ100A− ＥOA）｝ ……（１４）
長λ2 ，λ3 それぞれについての血液の吸収係数、Ｅ
100 ，Ｅ100Aは酸素飽和度が１００％のときの波長
λ2 ，λ3それぞれについての血液の吸収係数である。
図１において発光素子１を波長λ3の光を発生する素子
とすれば吸収係数比計算手段１７は次式で表されるΦ23
を求める。 Φ23＝αｂ（λ3 ）／αｂ（λ2 ） ……（１３） （１２），（１３）式より ＳｐＯ２＝（ＥOA−Φ23・Ｅ0 ）／｛Φ23（Ｅ100 −Ｅ0 ）−（Ｅ100A− ＥOA）｝ ……（１４）
【００３２】酸素飽和度計算手段１８はこの（１４）式
に吸収係数比計算手段１８が求めたΦ23を代入して（１
４）式を計算する。このようにしても酸素飽和度ＳｐＯ
２を求めることができる。
に吸収係数比計算手段１８が求めたΦ23を代入して（１
４）式を計算する。このようにしても酸素飽和度ＳｐＯ
２を求めることができる。
【００３３】
【発明の効果】本発明によれば検出すべき信号が音であ
るからセンサの取付け位置の自由度が大きいので測定部
位が指尖部、耳朶に限定されることなく、いずれの箇所
でも測定が可能である。
るからセンサの取付け位置の自由度が大きいので測定部
位が指尖部、耳朶に限定されることなく、いずれの箇所
でも測定が可能である。
【図１】本発明の一実施例装置の全体構成を示す図。
【図２】図１に示した発光素子１，２と圧電素子１０を
生体組織８の表面９に配置した状態を示す図。
生体組織８の表面９に配置した状態を示す図。
【図３】図１に示した装置の動作を説明するための図。
【図４】図１に示した装置の動作を説明するための図。
【図５】図１に示した酸素飽和度計算手段１８が計算に
用いる式を説明するための図。
用いる式を説明するための図。
１１ 断続光発生手段 １４ 光音響信
号検出手段 １５ 第１の変化分検出手段 １６ 第２の変
化分検出手段 １７ 吸光係数比計算手段 １８ 酸素飽和
度計算手段
号検出手段 １５ 第１の変化分検出手段 １６ 第２の変
化分検出手段 １７ 吸光係数比計算手段 １８ 酸素飽和
度計算手段
Claims (2)
- 【請求項１】 第１の波長の断続光と第２の波長の断続
光を交互に発生する断続光発生手段と、脈動する血液を
含む生体組織に前記各波長の断続光が照射されたときに
生じる光音響信号を各波長について検出する光音響信号
検出手段と、この光音響信号検出手段が検出したそれぞ
れの光音響信号について同一２時点間の血液の脈動によ
る変化分を検出する第１、第２の変化分検出手段と、こ
の第１、第２の変化分検出手段の出力より前記各波長の
光について血液の吸収係数の比を求める吸収係数比計算
手段と、この吸光係数比計算手段の出力より酸素飽和度
を求める酸素飽和度計算手段とを具備する光音響型パル
スオキシメータ。 - 【請求項２】 光音響信号検出手段は、光音響信号を受
けてこれを電気信号に変換する変換手段と、この変換手
段の出力を第１、第２の変化分検出手段に振り分けるマ
ルチプレクサと、このマルチプレクサと断続光発生手段
とが同期するように制御する制御手段とから成ることを
特徴とする請求項１記載の光音響型パルスオキシメー
タ。
Priority Applications (1)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| JP5286307A JPH07136150A (ja) | 1993-11-16 | 1993-11-16 | 光音響型パルスオキシメータ |
Applications Claiming Priority (1)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| JP5286307A JPH07136150A (ja) | 1993-11-16 | 1993-11-16 | 光音響型パルスオキシメータ |
Publications (1)
| Publication Number | Publication Date |
|---|---|
| JPH07136150A true JPH07136150A (ja) | 1995-05-30 |
Family
ID=17702690
Family Applications (1)
| Application Number | Title | Priority Date | Filing Date |
|---|---|---|---|
| JP5286307A Pending JPH07136150A (ja) | 1993-11-16 | 1993-11-16 | 光音響型パルスオキシメータ |
Country Status (1)
| Country | Link |
|---|---|
| JP (1) | JPH07136150A (ja) |
Cited By (16)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| WO1997002781A1 (en) * | 1995-07-10 | 1997-01-30 | Allan Rosencwaig | Apparatus for non-invasive analyses of biological compounds |
| WO1998038904A1 (en) * | 1997-03-07 | 1998-09-11 | Optel Instruments Limited | Biological measurement system |
| JP2004249025A (ja) * | 2003-02-17 | 2004-09-09 | Hiroto Tateno | 生体光音響共鳴非侵襲生化学成分分析器と血液成分測定法 |
| WO2005107592A1 (ja) * | 2004-05-06 | 2005-11-17 | Nippon Telegraph And Telephone Corporation | 成分濃度測定装置及び成分濃度測定装置制御方法 |
| JP2007089662A (ja) * | 2005-09-27 | 2007-04-12 | Nippon Telegr & Teleph Corp <Ntt> | 成分濃度測定装置 |
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| 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 |
| US8483788B2 (en) | 2010-02-28 | 2013-07-09 | Covidien Lp | Motion compensation in a sensor |
| US8521246B2 (en) | 2010-07-29 | 2013-08-27 | Covidien Lp | Cable cross talk suppression |
| US8965473B2 (en) | 2005-09-29 | 2015-02-24 | Covidien Lp | Medical sensor for reducing motion artifacts and technique for using the same |
| US9895068B2 (en) | 2008-06-30 | 2018-02-20 | Covidien Lp | Pulse oximeter with wait-time indication |
| US10076276B2 (en) | 2008-02-19 | 2018-09-18 | Covidien Lp | Methods and systems for alerting practitioners to physiological conditions |
-
1993
- 1993-11-16 JP JP5286307A patent/JPH07136150A/ja active Pending
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Legal Events
| Date | Code | Title | Description |
|---|---|---|---|
| A02 | Decision of refusal |
Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: A02 Effective date: 20010130 |