JPH10295676A - 血行障害測定用センサ及び血行障害測定装置 - Google Patents

Abstract

(57)【要約】 【課題】人体の被圧迫部位に設置されて違和感なく使用
できるようにする。 【解決手段】第１配線板１０は、可撓性を有する平板状
の薄膜絶縁層１２の表面上に、可撓性を有する平板状の
第１の電気配線回路１４を形成して構成され、薄膜絶縁
層１２上には、身体組織に６６０ｎｍの波長の赤色光を
照射する偏平形状の第１の発光ダイオード１６と、８５
０ｎｍの波長の近赤外光を放射する偏平形状の第２の発
光ダイオード１８とが配置されている。第２の配線板２
０は、薄膜絶縁層２２の表面上に、可撓性を有する平板
状の第２の電気配線回路２４を形成して構成され、薄膜
絶縁層２２の表面上には、身体組織から反射、または散
乱された光を検出するための小型で偏平形状のフォトダ
イオード２６が固定されている。受光素子２６の電気信
号出力は微弱であることから、電気良導体薄膜２８で被
覆したシールド構造になっている。

Description

【発明の詳細な説明】

【０００１】

【発明の属する技術分野】本発明は、血行障害測定用セ
ンサ及び血行障害測定装置に係り、より詳しくは、人体
の被圧迫部位に設置されて違和感なく使用できる血行障
害測定用センサ、及び血行障害を正確に測定することが
できる血行障害測定装置に関する。

【０００２】

【従来の技術及び発明が解決しようとする課題】体内器
官の機能を診断する際に、酸素利用の充足度が測定すべ
き重要なパラメータであることは一般に知られている。

【０００３】特開昭５７−１１５２３２号公報には、血
液中の酸素運搬媒体であるヘモグロビン、及び細胞内で
の酸化代謝作用を担うチトクロムａ，ａ₃ の酸化還元に
よる近赤外光の吸収スペクトルの相違に基づいて、体内
器官、特に脳や心臓の酸素量及び酸素利用度の変化を測
定する装置が開示されている。

【０００４】すなわち、この装置では、被験者の頭部等
に、波長範囲が７００〜１３００ｎｍの複数の異なる波
長（例えば、７６０ｎｍ、８１５ｎｍ、８４０ｎｍ）の
近赤外光を光ファイバを経由して時分割で入射させ、人
射位置から離れた位置にて脳等の身体組織から反射、散
乱した光を集光ファイバを経由して検出する。その検出
した光の強度から、ヘモグロビンやチトクロムａ，ａ₃
の光吸収度スペクトルが酸化型か還元型かにより異なる
という特性を利用し、酸化型及び還元型ヘモグロビンや
チトクロムａ，ａ₃ の濃度変化を算出し、その信号を酸
素の量や利用度の測定値として表示している。

【０００５】また、特開平３−２６２３６号公報には、
それぞれ異なる４種の波長の赤色光あるいは近赤外光を
発光する４個の光源と光検出器とを含む検出部を生体の
組織を覆うように配置し、検出部を組織に強く押付けて
その組織中から血液を除去した状態と、押圧力を減少さ
せて血液が組織内に戻った状態とで各反射光を検出し、
その強度から上記と同様にヘモグロビンと酸素化ヘモグ
ロビンとの光吸収スペクトルの相違に基づいて酸素飽和
度を算出する装置が開示されている。

【０００６】上記の特開昭５７−１１５２３２号公報に
開示されている装置では、測定の対象となる身体部位に
光を入射するための光ファイバや、身体から反射、散乱
した光を検出する集光ファイバを身体へ帯等で固着させ
て測定するため、シートやベッド等の身体保持装置に押
し付けられている身体部位については、光ファイバを適
切に設置することができず、計測が不可能である、とい
う問題があった。なお、この場合、シートやベッド等の
身体保持装置を加工して光ファイバを身体保持装置内に
設置してこの問題を解決することが考えられるが、計測
に用いる身体保持装置毎に加工を要することに加え、測
定すべき身体部位（例えば、座骨結節の直下等）が身体
保持装置と接する点が、被験者の体格により異なるた
め、正確な計測が困難であった。

【０００７】また、特開平３−２６２３６号公報に開示
されている装置では、光源や光検出器を光ファイバを介
さずに身体組織に押し当てて測定している。しかしなが
ら、この装置では、測定する身体部位を測定装置内に挿
入して測定する構造となっているため、シートやベッド
等の身体保持装置に押し付けられている身体部位の計測
は不可能であった。

【０００８】さらに、特開昭５７−１１５２３２号公報
記載の装置においては、酸素量及び酸素利用度の変化の
測定を行っているが、その結果は計測する身体組織の位
置やその部位での血液量の影響を受けるため、血行障害
すなわち、血液循環の不調による障害の程度を計測する
ことは不可能であった。

【０００９】また、特開平３−２６２３６公報記載の装
置で、酸素飽和度を正確に測定するためには、測定部位
の組織を検出部で圧迫して血液を除いた状態で測定する
必要があるため、身体保持装置の身体の圧迫による血行
障害を測定する際には、測定のための身体圧迫が外乱と
なり、測定が不可能であった。

【００１０】以上の理由により、上記いずれの装置にお
いても、人体の被圧迫部位に設置された場合に違和感が
あり、シートやベッド等の身体保持装置が、身体を圧迫
することにより生ずる血行障害の程度を測定することが
できない、という問題があった。

【００１１】本発明は上記問題点を解消するためになさ
れたもので、人体の被圧迫部位に設置されて違和感なく
使用できる血行障害測定用センサを提供することを第１
の目的とし、血行障害を正確に測定することができる血
行障害測定装置を提供することを第２の目的とする。

【００１２】

【課題を解決するための手段】上記第１の目的を達成す
るために本発明の血行障害測定用センサは、可撓性を有
する平板状の絶縁層の表面に形成された可撓性を有する
平板状の第１の電気配線回路と、前記第１の電気配線回
路に接続され、かつ６６０ｎｍ〜９５０ｎｍの範囲の複
数の波長の光を放射する偏平状の発光素子と、可撓性を
有する平板状の絶縁層の表面に形成され、かつ前記第１
の電気配線回路と所定間隔隔てて配置された可撓性を有
する平板状の第２の電気配線回路と、前記第２の電気配
線回路に接続され、かつ発光素子から放射され被測定部
位から反射または散乱した光を検出する偏平状の受光素
子と、を含んで構成されている。

【００１３】この血行障害測定用センサによれば、発光
素子から６６０ｎｍ〜９５０ｎｍの範囲の複数の波長の
光が放射され、被測定部位から反射または散乱した光が
受光素子によって受光され、これによって血行障害が測
定される。

【００１４】この血行障害測定用センサによれば、絶縁
層、第１の電気配線回路及び第２の電気配線回路が可撓
性を有し、また平板状に形成され、発光素子及び受光素
子が偏平状に形成されているので、人体の被圧迫部位に
設置されても違和感なく使用することができる。

【００１５】なお、第１の電気配線回路及び第２の電気
配線回路は、別々の絶縁層上に形成しても、同一の絶縁
層上に形成してもよい。

【００１６】また、上記第２の目的を達成するために本
発明の血行障害測定装置は、６６０ｎｍ〜９５０ｎｍの
範囲の複数の波長の光をそれぞれ断続的に放射する光源
と、前記光源から放射され被測定部位から反射または散
乱した光を検出して第１の信号を出力する光検出装置
と、前記第１の信号を身体組織の酸素濃度変化を示す第
２の信号に変換する酸素濃度変化演算手段と、予め定め
た応力下で身体組織に発生する酸素濃度変化を示す第３
の信号を記憶した記憶手段と、前記第２の信号及前記記
憶手段の記憶内容に基づいて身体の被圧迫部位の血行障
害の状態を示す第４の信号を演算する血行障害度演算手
段と、を含んで構成されている。

【００１７】この血行障害測定装置によれば、光源から
６６０ｎｍ〜９５０ｎｍの範囲の複数の波長の光がそれ
ぞれ断続的に放射され、光源から放射され被測定部位か
ら反射または散乱した光が光検出装置で検出されて第１
の信号が出力される。酸素濃度変化演算手段は、第１の
信号を身体組織の酸素濃度変化を示す第２の信号に変換
し、記憶手段は、予め定めた応力下で身体組織に発生す
る酸素濃度変化を示す第３の信号を記憶している。この
酸素濃度変化は、酸素飽和度の変化で表すことができ
る。

【００１８】血行障害度演算手段は、第２の信号及記憶
手段の記憶内容に基づいて身体の被圧迫部位の血行障害
の状態の関数である第４の信号を演算する。そして、こ
の第４の信号から血行障害の状態を知ることができる。

【００１９】本発明の血行障害測定装置では、６６０ｎ
ｍ〜９５０ｎｍの範囲の複数の波長の光をそれぞれ断続
的に放射し、被測定部位から反射または散乱した光を検
出して、身体組織に発生する酸素濃度変化を求め、予め
定めた応力下での身体組織に発生する酸素濃度変化と血
行障害の状態との関係を参照して身体の被圧迫部位の血
行障害の状態を演算するようにしているため、血行障害
を正確に測定することができる。

【００２０】

【発明の実施の形態】以下、図面を参照して本発明の実
施の形態を詳細に説明する。本発明の血行障害測定用セ
ンサの第１の実施の形態は、可撓性を有する平板状の第
１の絶縁層の表面上に形成された可撓性を有する平板状
の第１の電気配線回路と、前記第１の電気配線回路に接
続され、かつ６６０ｎｍ〜９５０ｎｍの範囲の複数の波
長の光を放射する偏平状の発光素子と、前記第１の絶縁
層と所定間隔隔てて配置された可撓性を有する平板状の
第２の絶縁層の表面上に形成された可撓性を有する平板
状の第２の電気配線回路と、前記第２の電気配線回路に
接続され、かつ発光素子から放射され被測定部位から反
射または散乱した光を検出する偏平状の受光素子と、を
含んで構成されている。

【００２１】図１に示すように、第１配線板１０は、例
えばポリイミド樹脂のような高い柔軟性と優れた電気特
性や耐屈曲性を有する材料で構成された可撓性を有する
平板状の薄膜（例えば、厚さ１０μｍ〜８０μｍ）絶縁
層１２の表面上に、銅等の電気良導体薄膜（例えば、厚
さ１８μｍ〜７０μｍ）で構成された可撓性を有する平
板状の第１の電気配線回路１４をプリント配線技術等に
よって形成して構成されている。

【００２２】第１の配線板１０の薄膜絶縁層１２上に
は、身体組織に６６０ｎｍの波長の赤色光を照射する第
１の発光ダイオード１６と、８５０ｎｍの波長の近赤外
光を放射する第２の発光ダイオード１８との２種類の発
光ダイオードが近接して設置されて構成された発光素子
が配置されている。この２種類の発光ダイオード１６、
１８は、いずれも小型で偏平形状をしており、かつ光を
放射する面（本実施の形態では、発光ダイオードの上
面）と反対側の面には電極１７が設けられ、この電極１
７は第１の配線板１０の第１の電気配線回路１４に半田
付け等により直接電気接続されると共に固定されてい
る。これらの発光ダイオード１６，１８の大きさは、縦
３ｍｍ，横１．５ｍｍ，厚み１．５ｍｍである。

【００２３】上記２種類の発光ダイオードは、通常、光
放射の強度が異なるため、測定精度を向上するために
は、光放射の強度が弱い発光ダイオードを複数個用いる
ことが有効である。本実施の形態では、波長６６０ｎｍ
の光を照射する発光ダイオード１６を８個、波長８５０
ｎｍの光を照射する発光ダイオード１８を１個使用して
いる。

【００２４】なお、上記では第１の発光ダイオード１６
として６６０ｎｍの波長の赤色光を照射する発光ダイオ
ードを用いる例について説明したが、６６０ｎｍ〜７５
０ｎｍの波長範囲の赤色光または近赤外光を照射する発
光ダイオードであれば使用することができる。また、上
記では、第２の発光ダイオード１８として８５０ｎｍの
波長の近赤外光を放射する発光ダイオードを用いる例に
ついて説明したが、８３０ｎｍ〜９５０ｎｍの波長範囲
の近赤外光を放射する発光ダイオードであればいずれも
使用することができる。

【００２５】また、第２の配線板２０は、第１の配線板
１０と同様に、高い柔軟性と優れた電気特性や耐屈曲性
を有する材料で構成された可撓性を有する平板状の薄膜
絶縁層２２の表面上に、銅等の電気良導体薄膜で構成さ
れた可撓性を有する平板状の第２の電気配線回路２４を
プリント配線技術等によって形成して構成されている。
薄膜絶縁層２２の表面上には、身体組織から反射、また
は散乱された光を検出するための受光素子としての小型
で偏平形状（本実施の形態では、直径８ｍｍ、厚み１．
５ｍｍ）のシリコンフォトダイオード等のフォトダイオ
ード２６が固定され、第２の電気配線回路２４に半田付
け等により直接電気接続されると共に固定されている。

【００２６】上記受光素子２６の電気信号出力は微弱で
あることから、本実施の形態ではノイズの干渉を減少さ
せ高いＳＮ比を得るために、第２の配線板２２の信号を
伝える電気良導体薄膜で構成された第２の電気配線回路
２４を、絶縁層を介してアース電位に保たれた銅箔や金
属フィラー等で構成された電気良導体薄膜２８で被覆し
たシールド構造としている。

【００２７】そして、発光ダイオード１６、１８とフォ
トダイオード２６とが相互に数ｃｍ離れた位置に設置さ
れるように第１の配線板１０と第２の配線板２０とが所
定間隔隔てて配置される。

【００２８】本実施の形態の血行障害測定用センサを用
いて血行障害を測定する場合には、上記センサを身体保
持装置の身体と接する圧着面（シート座面等）上の計測
を希望する位置に設置し、発光ダイオード１６、１８を
発光して赤色光及び近赤外光を身体組織に放射する。

【００２９】フォトダイオード２６は、身体組織に入射
し身体組織中で吸収、反射、散乱された後、再び体外へ
放射された放射光の成分を検出する。なお、計測する状
態では、発光ダイオード及びフォトダイオードの光放射
面は被験者の身体またはその着衣に密着しており、か
つ、発光ダイオードとフォトダイオードとは数ｃｍ離れ
た位置に設置してあるため、着衣や身体の皮膚表面にて
反射された光が直接フォトダイオードに照射されること
はなく、身体組織の光吸収スペクトルを反映した信号を
着衣のままで検出することができる。

【００３０】上記本実施の形態の血行障害測定用センサ
は、高い柔軟性と屈曲性を有し小型で薄型の形状をして
いるため、計測時に身体保持装置と身体間に設置されて
も、被験者の血行状態に及ぼす影響や、被験者に与える
違和感はきわめて小さく、実質的に無視することができ
る。

【００３１】従って、第１の実施の形態では、シートで
やベッド等の身体支持装置が身体を圧迫することにより
発生する血行障害を、測定による血行状態への影響や違
和感を被験者に与えることなく測定することができる、
という効果が得られる。

【００３２】次に本発明の血行障害測定用センサの第２
の実施の形態について説明する。本第２の実施の形態
は、絶縁層の表面上に形成された第１の電気配線回路を
備えると共に、６６０ｎｍ〜９５０ｎｍの範囲の複数の
波長の光を放射する偏平状の複数の発光素子が前記第１
の電気配線回路に接続して配置された可撓性を有する平
板状の複数の第１の配線板と、絶縁層の表面上形成され
た第２の電気配線回路を備えると共に、発光素子から放
射され被測定部位から反射または散乱した光を検出する
偏平状の複数の受光素子が第２の電気配線回路に接続し
て配置された可撓性を有する平板状の複数の第２の配線
板と、を所定間隔隔てて複数個交互に配置して構成した
ものである。

【００３３】図２に示すように、本実施の形態の血行障
害測定用センサは、長尺状の複数の第１の配線板３０と
長尺状の複数の第２の配線板３４とを備えている。第１
の配線板３０及び第２の配線板３４は、上記の第１の実
施の形態で説明したのと同様に、可撓性を有する平板状
の薄膜絶縁層の表面上に、可撓性を有する平板状の電気
配線回路を形成して構成されている。

【００３４】第１の配線板３０には、上記で説明したの
と同様の構成の、身体組織に６６０ｎｍ〜７５０ｎｍの
波長範囲の赤色光または近赤外光を照射する第１の発光
ダイオードと、８３０ｎｍ〜９５０ｎｍの波長範囲の近
赤外光を放射する第２の発光ダイオードとの２種類の発
光ダイオードを近接して設置させた発光ダイオード対か
ら構成された複数の発光素子３２Ａ₁ ，３２Ｂ₁ ，３２
Ｃ₁ ・・・が所定間隔隔てて配置されている。

【００３５】また、第２の配線板３４には、上記で説明
したのと同様の構成の、身体組織から反射、または散乱
された光を検出するためのフォトダイオードで構成され
た複数の受光素子３６Ａ₁ ，３６Ｂ₁ ，３６Ｃ₁ ・・・
が所定間隔隔てて配置されている。

【００３６】上記のように複数の発光素子が配置された
第１の配線板３０と複数の受光素子が配置された第２の
配線板３４とで構成された２種の配線板は、身体保持装
置の身体と接する圧着面（シート座面等）上に所定間隔
隔てて複数個交互に並べて配置される。

【００３７】なお、図２に示すように、柔軟な薄膜（柔
軟な皮革、布、シリコンゴム膜等）３８上に、予め複数
の発光素子が配置された第１の配線板３０と複数の受光
素子が配置された第２の配線板３４とで構成された２種
の配線板を所定間隔隔てて複数個交互に並べて配置させ
ておけば、身体保持装置上へ設置するのが容易になるの
で好適である。

【００３８】次に、上記の第２の実施の形態の血行障害
測定用センサを用いて血行障害を測定する場合について
図３を参照して説明する。

【００３９】まず、血行障害測定用センサを身体保持装
置の身体と接する圧着面上に所定間隔隔てて複数個交互
に並べて配置し、最初に第１行目における発光素子３２
Ａ₁と受光素子３６Ａ₁ とを用いて第１の実施の形態で
説明したのと同様にして、発光素子３２Ａ₁ と受光素子
３６Ａ₁ との間の身体部位における血行障害の程度を測
定する。次に、発光素子３２Ｂ₁ と受光素子３６Ｂ₁ 、
発光素子３２Ｃ₁ と受光素子３６Ｃ₁ ，・・・の順に発
光素子と受光素子との間の身体部位における血行障害の
程度を測定し、この行の最後の発光素子と受光素子の対
まで順次測定する。次に、第２行目における発光素子３
２Ａ₂ と受光素子３６Ａ₂ とを用いて発光素子３２Ａ₂
と受光素子３６Ａ₂ との間の測定を行い、続いて、発光
素子３２Ｂ₂ と受光素子３６Ｂ₂ 、発光素子３２Ｃ₂ と
受光素子３６Ｃ₂ ，・・・の順に発光素子と受光素子と
の間の身体部位における血行障害の程度を測定すること
を繰り返し、隣接した発光素子と受光素子間の総ての位
置において測定を行う。

【００４０】以上のようにして、身体保持装置と接する
身体の各部位における血行障害の程度を測定する。

【００４１】なお、この際、光の干渉が無視できる程度
に十分離れた位置においては、同時に計測を実施しても
良い。

【００４２】以上説明したように、本実施の形態によれ
ば、身体保持装置が身体を圧迫することにより、身体の
どの部位に血行障害が発生し易いかを測定することがで
き、それにより、身体保持装置の改良を支援することが
できる。

【００４３】本実施の形態では、第１の実施の形態と同
様に第２の配線板の第２の電気配線回路をシールド構造
とするのが好適である。

【００４４】また、第１及び第２の実施の形態におい
て、第１の配線板及び第２の配線板は、上記で説明した
材料以外に、例えば、絶縁層の材料としてポリエステル
やＰＶＣを使用してもよい。

【００４５】上記各実施の形態では、別々の絶縁層の上
に電気配線回路を形成する例について説明したが、一枚
の絶縁層の上に第１及び第２の電気配線回路を形成する
ようにしてもよい。

【００４６】次に本発明の被圧迫部位の血行障害測定装
置の第１の実施の形態を説明する。図５に示すように、
本実施の形態は、光源４０、光源４０から放射され被検
体の被測定部位から反射または散乱した光を検出して第
１の信号を出力する光検出装置４２、及び光源４０と光
検出装置４２とを制御する制御装置４４を備えている。
この光源４０は、例えば、６６０ｎｍと９５０ｎｍの波
長の光を各々放射する２種類の発光ダイオードを含んで
構成されている。光検出装置４２は、１個のシリコンフ
ォトダイオードを含んで構成されている。このような構
造の光源４０及び光検出装置４２としては、上記第１の
実施の形態、及び第２の実施の形態で説明した血行障害
測定用センサを用いることができる。

【００４７】制御装置４４は、マイクロコンピュータ等
で構成され、光源４０を制御して２種類の発光ダイオー
ドを交互に点灯及び消灯すると共に、この点消灯制御と
同期して光検出装置４２に光の検出を開始させる。これ
により、光源４０から６６０ｎｍと９５０ｎｍの波長の
光が交互に放射されて身体に照射され、身体組織から反
射、散乱した各波長の光が光検出装置４２で検出され
る。そして、光検出装置４２から、それぞれの波長の光
の強度に比例した第１の電気信号が出力される。

【００４８】光検出装置４２は、酸素濃度変化演算装置
４６に接続されている。酸素濃度変化演算装置４６は、
血液中の酸素運搬媒体であるへモグロビンの酸化還元に
よる近赤外光の吸収スペクトルの相違に基づいて、光検
出装置４２から出力される第１の電気信号を身体組織の
酸素濃度変化（例えば、酸素飽和度変化）を示す第２の
電気信号に変換する。

【００４９】記憶装置４８は、予め定めた応力下で身体
組織に発生する酸素濃度変化を示す第３の電気信号をテ
ーブルとして記憶保持している。このとき、身体組織の
応力の設定は、均一に加圧し得る部位を選択して血圧測
定に用いるカフなどで加圧する。これにより、加えた圧
力と身体組織内の応力の大きさを等しくすることができ
るので、身体組織に任意の応力を発生することができ
る。

【００５０】この血行障害の状態、すなわち血行障害の
程度は、例えば、圧迫がない場合を０、最高血圧を超え
る場合を１０とし、その間を均等に１１段階に分割して
表わすことができる。

【００５１】そして、この応力と血圧（動脈の最高血
圧、最低血圧、及び静脈圧）との大小関係が、血行障害
の程度に密接に関係している（例えば、身体組織の応力
が最高血圧を超えれば、血管はすべて閉じられ著しい血
行障害を生じる）ので、これら血圧値を指標として設定
した応力（動脈の最高血圧、最低血圧、及び静脈圧の各
々に応じて設定した応力）に対して身体組織に発生する
酸素濃度変化を示す信号を記憶保持している。

【００５２】血行障害度演算装置５０は、酸素濃度変化
演算装置４６から出力された第２の電気信号の大きさ
と、血行障害の程度と関連づけられて記憶装置４８に記
憶された第３の電気信号の大きさとを比較し、予め設定
された応力下で発生する血行障害を基準として、測定時
の血行障害の状態を示す第４の電気信号を演算する。そ
して、表示装置５２は、第４の電気信号を血行障害の測
定値として、例えば１１段階で表示する。

【００５３】次に上記血行障害測定装置の作用を説明す
る。記憶装置４８には、上記のようにして予め定めた応
力下で身体組織に発生する酸素濃度変化を示す信号と身
体の被圧迫部位の血行障害の状態を示す信号とを入力
し、これらの関係を応力毎に記憶保持させる。

【００５４】その後、測定を開始すると制御装置４４
は、異なる波長の光を発する複数種類の発光ダイオード
を順次点灯及び消灯すると共に、この点消灯制御に同期
して光検出装置４２に光の検出を開始させる。光検出装
置４２は、身体組織から反射、散乱した各波長の光をシ
リコンフォトダイオードで検出し、それぞれの波長の光
の強度に比例した電圧信号に変換し、第１の電気信号と
して出力する。

【００５５】酸素濃度変化演算装置４６は、第１の電気
信号が入力されると、身体組織の各波長の光に対する吸
収特性を計算し、さらにヘモグロビンの酸化還元による
近赤外光の吸収スペクトルの違いに基づいて身体組織の
酸素濃度変化を示す第２の信号を出力する。

【００５６】血行障害度演算装置５０は、酸素濃度変化
演算装置４６で得られた身体組織の酸素濃度変化を示す
第２の電気信号と記憶装置４８に記憶された予め設定さ
れた応力下で発生する酸素濃度低下を示す第３の電気信
号とを比較して、血行障害の程度を算出し、表示装置は
これを血行障害の想定値として表示する。

【００５７】本実施の形態の血行障害計測装置によれ
ば、身体組織の酸素量濃度変化と被圧迫部位の血行障害
との関係を予め記憶保存する記憶装置を有し、その関係
を参照して計測した酸素濃度変化から血行障害の程度を
算出するため、シートやベッド等身体保持装置が身体の
血行障害に及ぼす程度を計測することができる。

【００５８】また、種々の体型の被験者に対し、身体保
持装置が身体の血行障害に及ぼす程度を測定することに
より、身体保持装置の血行障害に対する性能を評価する
ことができる。

【００５９】さらに、各種シートやベッド等の血行障害
に対する性能を評価することにより、シートやべッドの
形状や弾性特性の良否を知ることができ、血行障害が原
因となるしびれや痛み等を生じ難い形状や弾性特性を持
つシートやベッドの開発を支援することができる。

【００６０】次に、本発明の血行障害計測装置の第２の
実施の形態を説明する。本実施の形態は、上記で説明し
た血行障害計測装置の第１の実施の形態における光源４
０を、第１の波長λ₁ （＝６６０ｎｍ）の赤色光を放射
する発光ダイオード等の発光素子と、第２の波長λ
₂ （＝８５０ｎｍ）の近赤外光を放射する発光ダイオー
ド等の発光素子とで構成し、上記で説明した血行障害計
測装置の第１の実施の形態における酸素濃度変化演算装
置４６を、各波長の光の吸光度変化ΔＡλ（ただし、λ
＝６６０ｎｍ，８５０ｎｍ）を算出する第１の算出手段
と、酸素濃度変化を示す状態量としての酸素飽和度の変
化ΔＳを算出する第２の算出手段とで構成したものであ
る。

【００６１】生体の各組織で使用される酸素は、血液中
のヘモグロビンによって運搬される。このため、血液中
の酸素濃度は、通常、酸素飽和度（酸素化型ヘモグロビ
ンの濃度／（酸素化型へモグロビンの濃度＋脱酸素化型
ヘモグロビンの濃度））で表される。この血液中の酸素
飽和度の変化ΔＳは、物体中を光が通過する際の光の減
衰量に関するＬａｍｂｅｒｔ−Ｂｅｅｒの法則を用いて
以下のようにして算出することができる。

【００６２】すなわち、Ｌａｍｂｅｒｔ−Ｂｅｅｒの法
則によれば、物質ｉが波長λの光を吸収する量である吸
光度Ａλは、吸光係数εを用いて次の（１）式で与えら
れる。

【００６３】 ただし、（１）式において、Ｉ_O λは波長λの光の入射
光強度、Ｉλは波長λの光の透過光強度、ελｉは物質
ｉの波長λの光に対する吸光係数、Ｃｉは物質ｉの濃
度、ｄｉは光路における物質ｉが分布する層の厚み、す
なわち光路長である。

【００６４】身体組織が圧迫されることにより変化する
因子を時間ｔの関数として（１）式を表すと次の（２）
式となる。

【００６５】 上記（２）式で、身体組織が圧迫される前の平衡状態を
ｔ＝０で表し、圧迫による各因子の平衡状態からの変化
分を各記号にΔを付けて表すと次の（３）、（４）式が
得られる。

【００６６】 ただし、（４）式において、変化分の２次の項は無視し
ている。また、血液中の酸素化型へモグロビンと脱酸素
化型へモグロビンは、他の生体物質と比較し赤色光及び
近赤外光に対し大きな吸収係数を有し、かつその変化が
大きいので、図６を参照しながら上記（４）式をこの２
つの物質に関して書き直すと（５）式が得られる。図６
（１）は圧迫前の平衡状態を示し、図６（２）は不平衡
状態を示す。

【００６７】 ΔＡλ（ｔ）＝（ελ_O ΔＣＯ（ｔ）＋ελ_H ΔＣＨ（ｔ））ｄ（０） ＋（ελ_O ＣＯ（０）＋ελ_H ＣＨ（０））Δｄ（ｔ） ・・・（５） ただし、 ＣＯ（０）は、圧迫前の血液中の酸素化型ヘモグロビン
（ＨｂＯ２）濃度 ＣＨ（０）は、圧迫前の血液中の脱酸素化型へモグロビ
ン（ＨｂＯ２）濃度 ｄ（０）は、圧迫前の光路内の血液層の厚さ ΔＣＯ（ｔ）は、血液中の酸素化型ヘモグロビン（Ｈｂ
Ｏ２）濃度変化量 ΔＣＨ（ｔ）は、血液中の脱酸素化型ヘモグロビン（Ｈ
ｂＯ２）濃度変化量 △ｄ（ｔ）は、光路内の血液層の厚さの変化量 を示す。

【００６８】また、血液中の酸素化型へモグロビンと脱
酸素化型へモグロビンの濃度の和は略一定であるので、
（６）式が成り立つ。

【００６９】 ΔＣＨ（ｔ）＝−ΔＣＯ（ｔ） ・・・（６） （６）式を（５）式へ代入すると（７）式が得られる。

【００７０】 ΔＡλ（ｔ）＝（ελ_O −ελ_H ）ΔＣＯ（ｔ）ｄ（０） ＋（ελ_O ＣＯ（０）＋ελ_H ＣＨ（０））Δｄ（ｔ） ・・・（７） ６６０ｎｍ及び８５０ｎｍの各波長について（７）式を
書き直すと（８）、（９）式が得られる。

【００７１】 ΔＡ₆₆₀ （ｔ）＝（ε_660O−ε_660H）ΔＣＯ（ｔ）ｄ（０） ＋（ε_660OＣＯ（０）＋ε_660HＣＨ（０））Δｄ（ｔ） ・・・（８） ΔＡ₈₅₀ （ｔ）＝（ε_850O−ε_850H）ΔＣＯ（ｔ）ｄ（０） ＋（ε_850OＣＯ（０）＋ε_850HＣＨ（０））Δｄ（ｔ） ・・・（９） 一方、酸素飽和度変化ΔＳ（ｔ）は、次の（１０）式で
与えられる。

【００７２】 ΔＳ（ｔ）＝Ｓ（ｔ）−Ｓ（０） ΔＳ（ｔ）＝（ＣＯ（０）＋ΔＣＯ（ｔ）） ／（ＣＯ（０）＋ΔＣＯ（ｔ）＋ＣＨ（０）＋ΔＣＨ（ｔ）） −ＣＯ（０）／（ＣＯ（０）＋ＣＨ（０）） ・・・（１０） （１０）式へ（６）式を代入すると（１１）式が得られ
る。

【００７３】 ΔＳ（ｔ）＝ΔＣＯ（ｔ）／（ＣＯ（０）＋ＣＨ（０））・・・（１１） そこで（８）、（９）式よりΔＣＯ（ｔ）を求めると
（１２）式が得られる。

【００７４】 ΔＣＯ（ｔ）＝｛（ε_660OＣＯ（０）＋ε_660HＣＨ（０））ΔＡ₈₅₀ （ｔ） −（ε_850OＣＯ（０）＋ε_850HＣＨ（０））ΔＡ₆₆₀ （ｔ）｝ ／｛（ε_660Hε_850O−ε_660Oε_850H） ・（ＣＯ（０）＋ＣＨ（０））ｄ（０）｝・・・（１２） 従って、酸素飽和度変化は、次の（１３）式で得られ
る。

【００７５】 ΔＳ（ｔ）＝｛（ε_660OＣＯ（０）＋ε_660HＣＨ（０））ΔＡ₈₅₀ （ｔ） −（ε_850OＣＯ（０）＋ε_850HＣＨ（０））ΔＡ₆₆₀ （ｔ）｝ ／｛（ε_660Hε_850O−ε_660Oε_850H） ・（ＣＯ（０）＋ＣＨ（０））² ｄ（０）｝・・・（１３） （１３）式で、体循環系の正常な血液中では酸素化型ヘ
モグロビンと脱酸素化型ヘモグロビンとの濃度比は略４
対１であり、かつ、酸素化型ヘモグロビンと脱酸素化型
ヘモグロピンとの吸光係数として、それぞれの分子吸光
係数（ε_660O＝０．０８、ε_660H＝０．８２、ε_850O＝
０．２４、ε_850H＝０．２、単位は〔１／ｍＭ・ｃ
ｍ〕）を用い、ＣＯ（０）、ＣＨ（０）を〔ｍＭ／１〕
単位で表し、ｄ（０）を〔ｃｍ〕単位で表すと（１４）
式が得られる。

【００７６】 ΔＳ（ｔ）＝（１．２６ΔＡ₈₅₀ （ｔ）−１．２８ΔＡ₆₆₀ （ｔ）） ／（ＣＯ（０）＋ＣＨ（０））ｄ（０） ・・・（１４） （１４）式においてＣＯ（０）、ＣＨ（０）及びｄ
（０）は定数であるので、血中酸素飽和度変化ΔＳ
（ｔ）は、２波長の各吸光度の変化ΔＡ₆₆₀ （ｔ）、Δ
Ａ ₈₅₀ （ｔ）から算出することができる。（１４）式
で、発光素子と受光素子との間の距離を２ｃｍ、光の侵
入深さを１ｃｍ、身体組織中の光路長を２．８３（ｃ
ｍ）とした場合、血液に関する諸量として成人の正常値
（全血液量を体重の１／１３、循環血液量を全血液量の
９０％、血液の比重を１０．５５とする）を用いると、
光路中の血液層の厚さは０．１８ｃｍとなり、また、酸
化ヘモグロビン濃度ＣＯ（０）と還元ヘモグロビン濃度
ＣＨ（０）との和として健常成人の正常値２．２（ｍＭ
／１）を用いると、（１５）式が得られ、この（１５）
式を用いて血中酸素飽和度変化ΔＳ（ｔ）を算出するこ
とができる。

【００７７】 △Ｓ（ｔ）＝（３．０８ΔＡ₈₅₀ （ｔ）−３．１３ΔＡ₆₆₀ （ｔ）） ×１００（％）・・・（１５） 上記血行障害測定装置において、測定を開始すると制御
装置は波長６６０ｎｍ及び波長８５０ｎｍの光を発する
発光素子を順次点灯及び消灯する。これにより、波長６
６０ｎｍ及び波長８５０ｎｍの光が交互に被検体に照射
され、この光の照射に同期して光検出装置が光の検出を
開始する。光検出装置は、身体組織から反射、散乱した
各波長の光を検出し、それぞれの波長の光の強度の電気
信号Ｉ_{66 0} （ｔ）、Ｉ₈₅₀ （ｔ）に変換する。

【００７８】酸素濃度変化演算装置は、電気信号（Ｉ
₆₆₀ （ｔ）、Ｉ₈₅₀ （ｔ））が入力されると、身体組織
の各波長の光に対する吸収量（Ａ₆₆₀ （ｔ）、Ａ
₈₅₀ （ｔ））を計算し、さらに（１５）式に基づいて身
体組織の酸素飽和度変化（ΔＳ（ｔ））を算出する。

【００７９】その他は、上記の圧迫部位の血行障害測定
装置の第１の実施の形態で説明したのと同様なので説明
は省略する。

【００８０】測定波長として、吸光係数（ελ_O 、ελ
_H ）と体循環系の血液中のそれぞれの濃度（ＣＯ、Ｃ
Ｈ）との積の和（ελ_O ＣＯ＋ελ_H ＣＨ）が等しくな
るような２つの波長を選び、酸素飽和度の変化ΔＳを下
記の式 ΔＳ＝｛（ελ_1OＣＯ＋ελ_1HＣＨ）ΔＡλ₂ −（ελ_2OＣＯ＋ελ_2HＣＨ）ΔＡλ₁ ｝／ ｛（ελ_1Hελ_2O−ελ_1Oελ_2H）（ＣＯ＋ＣＨ）² ｄ・・・（１６） に従って算出すると、計測部位における血液量の変化
や、両波長の受信強度に対し共通に影響する外乱を打ち
消すことができる。すなわち、上記２波長による測定と
上記（１６）式により酸素飽和度変化を算出することに
より、外乱を補正するための上記以外の別な波長による
測定を追加して行う必要なく、簡便に正確な酸素飽和度
変化を求めることができる。

【００８１】その好適な例として、６６０ｎｍの赤色光
と８５０ｎｍの近赤外光を用いた場合（これらの光は、
ガリウムアルミニウムヒ素（ＧａＡＩＡｓ）を材科とし
た発光ダイオードにて容易に得ることができる）、上記
吸光係数（ελ_O 、ελ_H ）と体循環系の血液中のそれ
ぞれの濃度（Ｃ_O 、Ｃ_H ）との積の和（ελ_O Ｃ_O ＋ε
λ_H Ｃ_H ）は非常に近い値（その比は０．９８）となる
ため、両波長の受信強度に対し共通に影響する外乱を極
めて有効に除去することができ、正確な酸素飽和度変化
を求めることができ、従って、血行障害の正しい測定が
できる。

【００８２】なお、上記各実施の形態の血行障害計測装
置を、自動車シートが被圧迫部位の血行障害に及ぼす程
度を評価するために用いる場合には、予めランク付けさ
れた数脚のシートに着座し、そのときに身体組織に発生
する酸素濃度変化量を評価の基準値として記憶装置に記
録保持するようにすればよい。

【００８３】

【発明の効果】以上説明したように本発明の血行障害測
定用センサによれば、絶縁層、第１の電気配線回路及び
第２の電気配線回路を可撓性を有する平板状に形成し、
発光素子及び受光素子を偏平状に形成したので、人体の
被圧迫部位に設置されても違和感なく使用できる、とい
う効果が得られる。

【００８４】また、６６０ｎｍ〜９５０ｎｍの範囲の複
数の波長の光をそれぞれ断続的に放射し、被測定部位か
ら反射または散乱した光を検出して、身体組織に発生す
る酸素濃度変化を求め、予め定めた応力下での身体組織
に発生する酸素濃度変化と血行障害の状態との関係を参
照して身体の被圧迫部位の血行障害の状態を演算するよ
うにしているため、血行障害を正確に測定することがで
きる、という効果が得られる。

【図面の簡単な説明】

【図１】本発明の血行障害測定用センサの第１の実施の
形態の平面図である。

【図２】本発明の血行障害測定用センサの第２の実施の
形態の平面図である。

【図３】図２の部分拡大図である。

【図４】本発明の血行障害測定装置の実施の形態の光源
及び光検出装置をシートと被検体との間に配置した状態
を示す図である。

【図５】本発明の血行障害測定装置の第１の実施の形態
のブロック図である。

【図６】本発明の血行障害測定装置の第２の実施の形態
において血液中の酸素化型へモグロビン及び脱酸素化型
へモグロビンによる光の入射光強度光と透過光強度との
関係を示す説明図である。

【符号の説明】

１０ 第１配線板 １２ 薄膜絶縁層 １４ 第１の電気配線回路 １６ 第１の発光ダイオード １８ 第２の発光ダイオード ２０ 第２の配線板 ２４ 第２の電気配線回路

───────────────────────────────────────────────────── フロントページの続き (72)発明者 中平 祐子 愛知県愛知郡長久手町大字長湫字横道41番 地の１ 株式会社豊田中央研究所内 (72)発明者 白鳥 満夫 愛知県豊田市トヨタ町１番地 トヨタ自動 車株式会社内

Claims (2)

【特許請求の範囲】
1. 【請求項１】可撓性を有する平板状の絶縁層の表面に形
   成された可撓性を有する平板状の第１の電気配線回路
   と、 前記第１の電気配線回路に接続され、かつ６６０ｎｍ〜
   ９５０ｎｍの範囲の複数の波長の光を放射する偏平状の
   発光素子と、 可撓性を有する平板状の絶縁層の表面に形成され、かつ
   前記第１の電気配線回路と所定間隔隔てて配置された可
   撓性を有する平板状の第２の電気配線回路と、 前記第２の電気配線回路に接続され、かつ発光素子から
   放射され被測定部位から反射または散乱した光を検出す
   る偏平状の受光素子と、 を含む血行障害測定用センサ。
2. 【請求項２】６６０ｎｍ〜９５０ｎｍの範囲の複数の波
   長の光をそれぞれ断続的に放射する光源と、 前記光源から放射され被測定部位から反射または散乱し
   た光を検出して第１の信号を出力する光検出装置と、 前記第１の信号を身体組織の酸素濃度変化を示す第２の
   信号に変換する酸素濃度変化演算手段と、 予め定めた応力下で身体組織に発生する酸素濃度変化を
   示す第３の信号を記憶した記憶手段と、 前記第２の信号及前記記憶手段の記憶内容に基づいて身
   体の被圧迫部位の血行障害の状態を示す第４の信号を演
   算する血行障害度演算手段と、 を含む血行障害測定装置。