JPH11104113A - 末梢循環状態測定装置 - Google Patents
末梢循環状態測定装置Info
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- JPH11104113A JPH11104113A JP9266372A JP26637297A JPH11104113A JP H11104113 A JPH11104113 A JP H11104113A JP 9266372 A JP9266372 A JP 9266372A JP 26637297 A JP26637297 A JP 26637297A JP H11104113 A JPH11104113 A JP H11104113A
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- Japan
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- blood
- light
- living body
- increase amount
- heating
- Prior art date
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- Measuring Pulse, Heart Rate, Blood Pressure Or Blood Flow (AREA)
- Measurement Of The Respiration, Hearing Ability, Form, And Blood Characteristics Of Living Organisms (AREA)
- Measuring And Recording Apparatus For Diagnosis (AREA)
Abstract
(57)【要約】
【課題】 生体の末梢循環状態を熟練を要することなく
客観的に知ることができる末梢循環状態測定装置を提供
する。 【解決手段】 加温装置として機能する第２発光素子２
０により、反射型プロ−ブ１２が装着されている部位の
加温が開始されると、血液増加量表示手段６６によっ
て、反射型プロ−ブ１２（血液増加量検出装置）により
光学的に検出された血液増加量（光電脈波の振幅或いは
面積）Ｂの変化が所定の時間軸７２に沿って経時的にグ
ラフ表示されることから、このグラフ表示から、加温前
の値からの血液増加量Ｂ（％）の変化度合いが客観的に
得られるので、生体の末梢循環状態を熟練を要すること
なく客観的に知ることができる。
客観的に知ることができる末梢循環状態測定装置を提供
する。 【解決手段】 加温装置として機能する第２発光素子２
０により、反射型プロ−ブ１２が装着されている部位の
加温が開始されると、血液増加量表示手段６６によっ
て、反射型プロ−ブ１２（血液増加量検出装置）により
光学的に検出された血液増加量（光電脈波の振幅或いは
面積）Ｂの変化が所定の時間軸７２に沿って経時的にグ
ラフ表示されることから、このグラフ表示から、加温前
の値からの血液増加量Ｂ（％）の変化度合いが客観的に
得られるので、生体の末梢循環状態を熟練を要すること
なく客観的に知ることができる。
Description
【０００１】
【発明の属する技術分野】本発明は、生体の末梢循環状
態を測定するための末梢循環状態測定装置に関するもの
である。
態を測定するための末梢循環状態測定装置に関するもの
である。
【０００２】
【従来の技術】生体の循環器において、そのポンプ作用
を為す心臓の機能、血圧、動脈の硬化状態、肝臓または
腎臓などの臓器機能の不全、麻酔状態などが生体の末梢
循環状態に影響を及ぼすことが知られていることから、
そのような症状を評価するなどのために、生体の末梢循
環状態を客観的に測定することが望まれる。
を為す心臓の機能、血圧、動脈の硬化状態、肝臓または
腎臓などの臓器機能の不全、麻酔状態などが生体の末梢
循環状態に影響を及ぼすことが知られていることから、
そのような症状を評価するなどのために、生体の末梢循
環状態を客観的に測定することが望まれる。
【０００３】
【発明が解決しようとする課題】しかしながら、従来で
は、顔や口唇の色、手足の表面温度、手足のむくみなど
を官能的に検査することによって末梢循環状態を知る程
度のことしか行われておらず、熟練を要するだけでな
く、末梢循環の程度を客観的に評価することが困難であ
った。
は、顔や口唇の色、手足の表面温度、手足のむくみなど
を官能的に検査することによって末梢循環状態を知る程
度のことしか行われておらず、熟練を要するだけでな
く、末梢循環の程度を客観的に評価することが困難であ
った。
【０００４】本発明は以上の事情を背景として為された
ものであって、その目的とするところは、生体の末梢循
環状態を熟練を要することなく客観的に知ることができ
る末梢循環状態測定装置を提供することにある。
ものであって、その目的とするところは、生体の末梢循
環状態を熟練を要することなく客観的に知ることができ
る末梢循環状態測定装置を提供することにある。
【０００５】
【課題を解決するための第１の手段】かかる目的を達成
するための第１発明の要旨とするところは、生体の末梢
循環状態を測定するための装置であって、(a) 前記生体
の所定部位を加温する加温装置と、(b) 前記生体の所定
部位に装着されて該加温装置による加温が開始されたと
きに該所定部位に対する血液の増加量を光学的に検出す
る血液増加量検出装置と、(c) その血液増加量検出装置
により検出された血液の増加量の変化を所定の時間軸に
沿って経時的にグラフ表示する血液増加量表示手段と
を、含むことにある。
するための第１発明の要旨とするところは、生体の末梢
循環状態を測定するための装置であって、(a) 前記生体
の所定部位を加温する加温装置と、(b) 前記生体の所定
部位に装着されて該加温装置による加温が開始されたと
きに該所定部位に対する血液の増加量を光学的に検出す
る血液増加量検出装置と、(c) その血液増加量検出装置
により検出された血液の増加量の変化を所定の時間軸に
沿って経時的にグラフ表示する血液増加量表示手段と
を、含むことにある。
【０００６】
【第１発明の効果】このようにすれば、生体の所定部位
の血液循環量を増加させるために加温装置によりその所
定部位が加温され、血液増加量表示手段によって、血液
増加量検出装置により光学的に検出された血液増加量の
変化が所定の時間軸に沿って経時的にグラフ表示される
ことから、このグラフ表示から、加温前の値からの血液
増加量の変化度合いが客観的に得られるので、生体の末
梢循環状態を熟練を要することなく客観的に知ることが
できる。
の血液循環量を増加させるために加温装置によりその所
定部位が加温され、血液増加量表示手段によって、血液
増加量検出装置により光学的に検出された血液増加量の
変化が所定の時間軸に沿って経時的にグラフ表示される
ことから、このグラフ表示から、加温前の値からの血液
増加量の変化度合いが客観的に得られるので、生体の末
梢循環状態を熟練を要することなく客観的に知ることが
できる。
【０００７】
【課題を解決するための第２の手段】また、前記目的を
達成するための第２発明の要旨とするところは、生体の
末梢循環状態を測定するための装置であって、(a) 前記
生体の所定部位を加温する加温装置と、(b) 前記生体の
所定部位に装着されて該加温装置による加温が開始され
たときに該所定部位に対する血液の増加量を光学的に検
出する血液増加量検出装置と、(c) その加温装置による
加温が開始された後に該血液増加量検出装置により検出
される血液の増加量の変化に基づいて前記生体の末梢循
環状態を表す評価値を算出する評価値算出手段と、(d)
その評価値算出手段により算出された評価値を表示する
評価値表示手段とを、含むことにある。
達成するための第２発明の要旨とするところは、生体の
末梢循環状態を測定するための装置であって、(a) 前記
生体の所定部位を加温する加温装置と、(b) 前記生体の
所定部位に装着されて該加温装置による加温が開始され
たときに該所定部位に対する血液の増加量を光学的に検
出する血液増加量検出装置と、(c) その加温装置による
加温が開始された後に該血液増加量検出装置により検出
される血液の増加量の変化に基づいて前記生体の末梢循
環状態を表す評価値を算出する評価値算出手段と、(d)
その評価値算出手段により算出された評価値を表示する
評価値表示手段とを、含むことにある。
【０００８】
【第２発明の効果】このようにすれば、生体の所定部位
の血液循環量を増加させるために加温装置によりその所
定部位が加温され、評価値算出手段によって、血液増加
量検出装置により光学的に検出された血液増加量の変化
に基づいて前記生体の末梢循環状態を表す評価値が算出
され、その評価値が評価値表示手段により表示されるこ
とから、この評価値の表示から、生体の末梢循環状態を
熟練を要することなく客観的に知ることができる。
の血液循環量を増加させるために加温装置によりその所
定部位が加温され、評価値算出手段によって、血液増加
量検出装置により光学的に検出された血液増加量の変化
に基づいて前記生体の末梢循環状態を表す評価値が算出
され、その評価値が評価値表示手段により表示されるこ
とから、この評価値の表示から、生体の末梢循環状態を
熟練を要することなく客観的に知ることができる。
【０００９】
【発明の他の態様】ここで、上記第１発明および第２発
明において、好適には、血液増加量検出装置は、前記生
体の皮膚に向かって所定波長の光を照射する発光素子
と、その発光素子からの光に基づいてその皮膚のうち前
記所定部位から射出される反射光を受光して光電脈波信
号を出力する受光素子とを備えたものである。このよう
にすれば、その血液増加量検出装置を酸素飽和度を測定
するために光電脈波を検出する酸素飽和度測定プローブ
として用いることができるので、その血液増加量検出装
置を酸素飽和度測定装置と兼用できる利点がある。
明において、好適には、血液増加量検出装置は、前記生
体の皮膚に向かって所定波長の光を照射する発光素子
と、その発光素子からの光に基づいてその皮膚のうち前
記所定部位から射出される反射光を受光して光電脈波信
号を出力する受光素子とを備えたものである。このよう
にすれば、その血液増加量検出装置を酸素飽和度を測定
するために光電脈波を検出する酸素飽和度測定プローブ
として用いることができるので、その血液増加量検出装
置を酸素飽和度測定装置と兼用できる利点がある。
【００１０】また、上記第１発明および第２発明におい
て、好適には、血液増加量検出装置は、前記生体の表皮
に向かって白色光を照射する光源と、その表皮からの反
射光を受光するカラー受光装置と、そのカラー受光装置
により受光された波長の光に基づいてその表皮の色を測
定する測色回路とを備えたものである。このようにすれ
ば、表皮下の毛細血管内の血液量の増加に応じて濃くな
る血液の色を反映した肌色に基づいて末梢循環状態が測
定されるので、特定波長の光を使う必要がなく、血液増
加量検出装置が簡単に構成される利点がある。
て、好適には、血液増加量検出装置は、前記生体の表皮
に向かって白色光を照射する光源と、その表皮からの反
射光を受光するカラー受光装置と、そのカラー受光装置
により受光された波長の光に基づいてその表皮の色を測
定する測色回路とを備えたものである。このようにすれ
ば、表皮下の毛細血管内の血液量の増加に応じて濃くな
る血液の色を反映した肌色に基づいて末梢循環状態が測
定されるので、特定波長の光を使う必要がなく、血液増
加量検出装置が簡単に構成される利点がある。
【００１１】また、上記第１発明および第２発明におい
て、好適には、前記血液増加量検出装置は、前記生体の
所定部位を加温するために、前記生体の皮膚に向かって
比較的強い赤外光を含む光を発光する光源を備えたもの
である。このようにすれば、光源が加温装置として機能
するため、血液増加量検出装置が加温装置としても機能
し、別装置として加温装置を設ける必要がなくなる利点
がある。
て、好適には、前記血液増加量検出装置は、前記生体の
所定部位を加温するために、前記生体の皮膚に向かって
比較的強い赤外光を含む光を発光する光源を備えたもの
である。このようにすれば、光源が加温装置として機能
するため、血液増加量検出装置が加温装置としても機能
し、別装置として加温装置を設ける必要がなくなる利点
がある。
【００１２】また、上記第１発明および第２発明におい
て、好適には、前記血液増加量検出装置は、前記生体の
所定部位の体温を測定する体温測定装置を含むものであ
る。このようにすれば、血液増加量検出装置により末梢
循環状態が測定されている生体の所定部位の体温が測定
できるため、血液増加量の変化と生体の所定部位の体温
の変化との関係を知ることができる。
て、好適には、前記血液増加量検出装置は、前記生体の
所定部位の体温を測定する体温測定装置を含むものであ
る。このようにすれば、血液増加量検出装置により末梢
循環状態が測定されている生体の所定部位の体温が測定
できるため、血液増加量の変化と生体の所定部位の体温
の変化との関係を知ることができる。
【００１３】
【発明の好適な実施の形態】以下、本発明の一実施例を
図面に基づいて詳細に説明する。
図面に基づいて詳細に説明する。
【００１４】図１は、酸素飽和度測定機能を備えた末梢
循環状態測定装置、或いは末梢循環状態測定機能を備え
た酸素飽和度測定装置１０の構成を示す図である。酸素
飽和度測定装置用の反射型プローブ（光電脈波検出プロ
−ブ）１２は、たとえば生体の末梢血管の密度が比較的
高い額、指等の体表面１４に密着した状態で装着され
る。この反射型プローブ１２は、比較的浅い有底円筒状
のハウジング１６と、そのハウジング１６の底部内面の
外周側に位置する部位において周方向に等間隔となるよ
うに複数個ずつ設けられた、ＬＥＤ等から成る第１発光
素子１８、第２発光素子２０、および体温測定装置とし
て機能する体温センサ２２と、ハウジング１６の底部内
面の中央部分に設けられ、フォトダイオ−ドやフォトト
ランジスタ等から成る受光素子２４と、ハウジング１６
内に一体的に設けられて発光素子１８、２２、および受
光素子２４を覆う透明な樹脂２６と、ハウジング１６内
において発光素子１８、２２から体表面１４に向かって
照射された光のその体表面１４から受光素子２４に向か
う反射光を遮光する環状の遮光部材２８とを備えて構成
されている。なお、上記体温センサ２２は、体表面１４
と接触するように、その一部が露出した状態で上記樹脂
２６により埋設されている。
循環状態測定装置、或いは末梢循環状態測定機能を備え
た酸素飽和度測定装置１０の構成を示す図である。酸素
飽和度測定装置用の反射型プローブ（光電脈波検出プロ
−ブ）１２は、たとえば生体の末梢血管の密度が比較的
高い額、指等の体表面１４に密着した状態で装着され
る。この反射型プローブ１２は、比較的浅い有底円筒状
のハウジング１６と、そのハウジング１６の底部内面の
外周側に位置する部位において周方向に等間隔となるよ
うに複数個ずつ設けられた、ＬＥＤ等から成る第１発光
素子１８、第２発光素子２０、および体温測定装置とし
て機能する体温センサ２２と、ハウジング１６の底部内
面の中央部分に設けられ、フォトダイオ−ドやフォトト
ランジスタ等から成る受光素子２４と、ハウジング１６
内に一体的に設けられて発光素子１８、２２、および受
光素子２４を覆う透明な樹脂２６と、ハウジング１６内
において発光素子１８、２２から体表面１４に向かって
照射された光のその体表面１４から受光素子２４に向か
う反射光を遮光する環状の遮光部材２８とを備えて構成
されている。なお、上記体温センサ２２は、体表面１４
と接触するように、その一部が露出した状態で上記樹脂
２６により埋設されている。
【００１５】図２は、上記反射型プロ−ブ１２の、その
体表面１４に対向する面を見た図である。ハウジング１
６の中央部には受光素子２４が配置されており、円環状
の遮光部材２８が同心位置に固定されているとともに、
５個の第１発光素子１８、第２発光素子２０および体表
面１４に接触させられて体表面の体温を検出する体温セ
ンサ２２が、その遮光部材２８の外側であって、１点鎖
線に示す半径ｒの同心円に沿って所定間隔で順に配列さ
れている。
体表面１４に対向する面を見た図である。ハウジング１
６の中央部には受光素子２４が配置されており、円環状
の遮光部材２８が同心位置に固定されているとともに、
５個の第１発光素子１８、第２発光素子２０および体表
面１４に接触させられて体表面の体温を検出する体温セ
ンサ２２が、その遮光部材２８の外側であって、１点鎖
線に示す半径ｒの同心円に沿って所定間隔で順に配列さ
れている。
【００１６】上記第１発光素子１８は、酸素飽和度によ
りヘモグロビンの吸光係数が影響される第１波長λ1 た
とえば７３０ｎｍ程度の波長の赤色光を発光し、第２発
光素子９０は、酸素飽和度によりヘモグロビンの吸光係
数が影響されない第２波長λ 2 たとえば８８０ｎｍ程度
の波長の赤外光を発光するものである。さらに、赤外線
を発光する第２発光素子２０は、比較的大きなエネルギ
−、すなわち比較的強い強度の赤外光を発光することが
できる素子が用いられ、第２発光素子２０が発光するこ
とにより、反射型プロ−ブ１２が装着されている体表面
１４を加温することができるようになっている。従っ
て、第２発光素子２０は反射型プロ−ブ１２の装着され
ている部位を加温する加温装置としても機能している。
なお、上記第１波長λ1 および第２波長λ2 は、必ずし
もこれらの波長に限定されるものではなく、酸素化ヘモ
グロビンの吸光係数と無酸素化ヘモグロビンの吸光係数
とが大きく異なる波長と、それら両吸光係数が略同じと
なる波長であり、且つ少なくとも一方が赤外領域の波長
であればよい。
りヘモグロビンの吸光係数が影響される第１波長λ1 た
とえば７３０ｎｍ程度の波長の赤色光を発光し、第２発
光素子９０は、酸素飽和度によりヘモグロビンの吸光係
数が影響されない第２波長λ 2 たとえば８８０ｎｍ程度
の波長の赤外光を発光するものである。さらに、赤外線
を発光する第２発光素子２０は、比較的大きなエネルギ
−、すなわち比較的強い強度の赤外光を発光することが
できる素子が用いられ、第２発光素子２０が発光するこ
とにより、反射型プロ−ブ１２が装着されている体表面
１４を加温することができるようになっている。従っ
て、第２発光素子２０は反射型プロ−ブ１２の装着され
ている部位を加温する加温装置としても機能している。
なお、上記第１波長λ1 および第２波長λ2 は、必ずし
もこれらの波長に限定されるものではなく、酸素化ヘモ
グロビンの吸光係数と無酸素化ヘモグロビンの吸光係数
とが大きく異なる波長と、それら両吸光係数が略同じと
なる波長であり、且つ少なくとも一方が赤外領域の波長
であればよい。
【００１７】図１に戻って、測定モ−ド設定器５８によ
り酸素飽和度測定モ−ドが選択されている場合には、光
源として機能する上記第１発光素子１８および第２発光
素子２０が駆動回路３０により一定時間幅づつ交互に駆
動されることにより、それら第１発光素子１８および第
２発光素子２０から体表面１４直下の生体組織（血管
床）へ向かって第１波長λ1 の光および第２波長λ2 の
光が交互に照射されると、生体組織の毛細血管内血液に
含まれる血球などにより散乱を受けた後方散乱光が反射
光として体表面１４から射出されるので、その後方散乱
光すなわち生体組織（血管床）内からの反射光が共通の
光センサとして機能する受光素子２４によりそれぞれ受
光され、第１波長λ1 の散乱光を示す第１光信号ＳＶR
および第２波長λ2 の散乱光を示す第２光信号ＳＶIRが
出力されるようになっている。上記第１発光素子１８お
よび第２発光素子２０の出力やそれらのデュ−ティ比
（％）は、第２発光素子２０の発光により体表面１４の
体温がほとんど上昇せず、連続的に発光素子１８、２０
を発光させても体表面１４が火傷しない範囲で予め実験
的に決定される。なお、上記第１光信号ＳＶR および第
２光信号ＳＶIRは、体表面１４の下の血管床のおける血
液容積の脈動に対応して周期的に変化する光信号である
ので、所謂容積脈波信号あるいは光電脈波信号という。
り酸素飽和度測定モ−ドが選択されている場合には、光
源として機能する上記第１発光素子１８および第２発光
素子２０が駆動回路３０により一定時間幅づつ交互に駆
動されることにより、それら第１発光素子１８および第
２発光素子２０から体表面１４直下の生体組織（血管
床）へ向かって第１波長λ1 の光および第２波長λ2 の
光が交互に照射されると、生体組織の毛細血管内血液に
含まれる血球などにより散乱を受けた後方散乱光が反射
光として体表面１４から射出されるので、その後方散乱
光すなわち生体組織（血管床）内からの反射光が共通の
光センサとして機能する受光素子２４によりそれぞれ受
光され、第１波長λ1 の散乱光を示す第１光信号ＳＶR
および第２波長λ2 の散乱光を示す第２光信号ＳＶIRが
出力されるようになっている。上記第１発光素子１８お
よび第２発光素子２０の出力やそれらのデュ−ティ比
（％）は、第２発光素子２０の発光により体表面１４の
体温がほとんど上昇せず、連続的に発光素子１８、２０
を発光させても体表面１４が火傷しない範囲で予め実験
的に決定される。なお、上記第１光信号ＳＶR および第
２光信号ＳＶIRは、体表面１４の下の血管床のおける血
液容積の脈動に対応して周期的に変化する光信号である
ので、所謂容積脈波信号あるいは光電脈波信号という。
【００１８】上記受光素子２４は、第１波長λ1 の後方
散乱光を示す第１光信号ＳＶR と第２波長λ2 の後方散
乱光を示す第２光信号ＳＶIRとを含む光信号ＳＶを増幅
器３２を介してローパスフィルタ３４へ出力する。ロー
パスフィルタ３４は入力された光信号ＳＶから脈波の周
波数よりも高い周波数を有するノイズを除去し、そのノ
イズが除去された光信号ＳＶをデマルチプレクサ３６へ
出力する。
散乱光を示す第１光信号ＳＶR と第２波長λ2 の後方散
乱光を示す第２光信号ＳＶIRとを含む光信号ＳＶを増幅
器３２を介してローパスフィルタ３４へ出力する。ロー
パスフィルタ３４は入力された光信号ＳＶから脈波の周
波数よりも高い周波数を有するノイズを除去し、そのノ
イズが除去された光信号ＳＶをデマルチプレクサ３６へ
出力する。
【００１９】デマルチプレクサ３６は後述の切換信号Ｓ
Ｃにより第１発光素子１８および第２発光素子２０の発
光に同期して切り換えられることにより、第１波長λ1
の赤色光である第１光信号ＳＶR をサンプルホールド回
路３８およびＡ／Ｄ変換器４０を介して演算制御回路４
２内のＩ／Ｏポート４４へ逐次供給するとともに、第２
波長λ2 の赤外光である第２光信号ＳＶIRをサンプルホ
ールド回路４６およびＡ／Ｄ変換器４８を介してＩ／Ｏ
ポート４４へ逐次供給する。サンプルホールド回路３
８、４６は、入力された光信号ＳＶR 、ＳＶIRをＡ／Ｄ
変換器４０、４８へ逐次出力する際に、前回出力した光
信号ＳＶR 、ＳＶIRについてのＡ／Ｄ変換器４０、４８
における変換作動が終了するまで次に出力する各光信号
ＳＶR 、ＳＶIRをそれぞれ保持するためのものである。
Ｃにより第１発光素子１８および第２発光素子２０の発
光に同期して切り換えられることにより、第１波長λ1
の赤色光である第１光信号ＳＶR をサンプルホールド回
路３８およびＡ／Ｄ変換器４０を介して演算制御回路４
２内のＩ／Ｏポート４４へ逐次供給するとともに、第２
波長λ2 の赤外光である第２光信号ＳＶIRをサンプルホ
ールド回路４６およびＡ／Ｄ変換器４８を介してＩ／Ｏ
ポート４４へ逐次供給する。サンプルホールド回路３
８、４６は、入力された光信号ＳＶR 、ＳＶIRをＡ／Ｄ
変換器４０、４８へ逐次出力する際に、前回出力した光
信号ＳＶR 、ＳＶIRについてのＡ／Ｄ変換器４０、４８
における変換作動が終了するまで次に出力する各光信号
ＳＶR 、ＳＶIRをそれぞれ保持するためのものである。
【００２０】上記Ｉ／Ｏポート４４は、データバスライ
ンを介してＣＰＵ５０、ＲＯＭ５２、ＲＡＭ５４、表示
器５６とそれぞれ接続されている。ＣＰＵ５０は、ＲＡ
Ｍ５４の記憶機能を利用しつつＲＯＭ５２に予め記憶さ
れたプログラムに従って測定動作を実行する。すなわ
ち、演算制御装置４２は、測定モ−ド設定器５８が操作
されることにより酸素飽和度測定モ−ドが選択されてい
る場合において、図示しない起動釦が操作された場合に
は、Ｉ／Ｏポート４４から駆動回路３０へ駆動指令信号
ＳＬＤを出力して第１発光素子１８および第２発光素子
２０を所定の周波数で一定時間幅づつ交互に発光させる
一方、それら第１発光素子１８および第２発光素子２０
の発光に同期して切換信号ＳＣを出力してデマルチプレ
クサ３６を切り換えることにより、第１光信号ＳＶR を
サンプルホールド回路３８へ、第２光信号ＳＶIRをサン
プルホールド回路４６へそれぞれ振り分ける。
ンを介してＣＰＵ５０、ＲＯＭ５２、ＲＡＭ５４、表示
器５６とそれぞれ接続されている。ＣＰＵ５０は、ＲＡ
Ｍ５４の記憶機能を利用しつつＲＯＭ５２に予め記憶さ
れたプログラムに従って測定動作を実行する。すなわ
ち、演算制御装置４２は、測定モ−ド設定器５８が操作
されることにより酸素飽和度測定モ−ドが選択されてい
る場合において、図示しない起動釦が操作された場合に
は、Ｉ／Ｏポート４４から駆動回路３０へ駆動指令信号
ＳＬＤを出力して第１発光素子１８および第２発光素子
２０を所定の周波数で一定時間幅づつ交互に発光させる
一方、それら第１発光素子１８および第２発光素子２０
の発光に同期して切換信号ＳＣを出力してデマルチプレ
クサ３６を切り換えることにより、第１光信号ＳＶR を
サンプルホールド回路３８へ、第２光信号ＳＶIRをサン
プルホールド回路４６へそれぞれ振り分ける。
【００２１】ＣＰＵ５０は、予め記憶されたプログラム
に従って前記第１光信号ＳＶR および第２光信号ＳＶIR
がそれぞれ表す光電脈波形に基づいて末梢血管を流れる
血液中の酸素飽和度ＳａＯ2 を決定し且つその決定した
酸素飽和度ＳａＯ2 を表示器５６に表示させる。
に従って前記第１光信号ＳＶR および第２光信号ＳＶIR
がそれぞれ表す光電脈波形に基づいて末梢血管を流れる
血液中の酸素飽和度ＳａＯ2 を決定し且つその決定した
酸素飽和度ＳａＯ2 を表示器５６に表示させる。
【００２２】また、測定モ−ド設定器５８が操作される
ことにより末梢状態循環測定モ−ドが選択されている場
合には、図示しない起動釦が操作されると、演算制御装
置４２は、第２発光素子２０を所定の加温時間Ｔ1 だ
け、予め設定された高出力エネルギ−で連続的に発光さ
せる。第２発光素子２０は、その発光により反射型プロ
−ブ１２が接触させられている部位をその体表面１４の
温度が所定の速度で上昇されるような単位時間当たりの
発光エネルギ−で照射するものであり、加温時間Ｔ
1 は、反射型プロ−ブ１２が接触させられている部位の
末梢循環状態を判断するのに十分な情報が得られる時間
として予め実験的に決定された時間である。
ことにより末梢状態循環測定モ−ドが選択されている場
合には、図示しない起動釦が操作されると、演算制御装
置４２は、第２発光素子２０を所定の加温時間Ｔ1 だ
け、予め設定された高出力エネルギ−で連続的に発光さ
せる。第２発光素子２０は、その発光により反射型プロ
−ブ１２が接触させられている部位をその体表面１４の
温度が所定の速度で上昇されるような単位時間当たりの
発光エネルギ−で照射するものであり、加温時間Ｔ
1 は、反射型プロ−ブ１２が接触させられている部位の
末梢循環状態を判断するのに十分な情報が得られる時間
として予め実験的に決定された時間である。
【００２３】受光素子２４は、第２波長λ2 の後方散乱
光を示す第２光信号ＳＶIRを出力することから、本実施
例では、反射型プロ−ブ１２は、第２発光素子２０によ
る加温が開始されたときに、反射型プロ−ブ１２が装着
された部位に対する血液増加量を光学的に検出する血液
増加量検出装置として機能している。受光素子２４から
出力された第２光信号ＳＶIRは、酸素飽和度測定モ−ド
の場合と同様に、増幅器３２、ロ−パスフィルタ３４等
を経て演算制御回路４２のＩ／Ｏポ−トへ供給される。
演算制御装置４２は、その第２光信号ＳＶIRに基づい
て、体表面１４の加温以後の末梢血管の血液容積の増加
状態を表す血液の増加量Ｂの変化を表示器５６において
所定の時間軸に沿って、経時的にグラフ表示すると同時
に、その加温以後の光電脈波信号に基づいて末梢循環状
態を表す値を算出し、表示器５６に表示させる。
光を示す第２光信号ＳＶIRを出力することから、本実施
例では、反射型プロ−ブ１２は、第２発光素子２０によ
る加温が開始されたときに、反射型プロ−ブ１２が装着
された部位に対する血液増加量を光学的に検出する血液
増加量検出装置として機能している。受光素子２４から
出力された第２光信号ＳＶIRは、酸素飽和度測定モ−ド
の場合と同様に、増幅器３２、ロ−パスフィルタ３４等
を経て演算制御回路４２のＩ／Ｏポ−トへ供給される。
演算制御装置４２は、その第２光信号ＳＶIRに基づい
て、体表面１４の加温以後の末梢血管の血液容積の増加
状態を表す血液の増加量Ｂの変化を表示器５６において
所定の時間軸に沿って、経時的にグラフ表示すると同時
に、その加温以後の光電脈波信号に基づいて末梢循環状
態を表す値を算出し、表示器５６に表示させる。
【００２４】体温センサ２２は、第２発光素子２０によ
り加温される反射型プロ−ブ１２の装着されている部位
の体温を測定し、体温信号ＳT 信号を演算制御装置４２
のＩ／Ｏポ−ト４４へ出力する。演算制御装置４２は体
温センサ２２からの体温信号ＳT を処理して、体表面１
４の体温を表示器５６の血液容積の増加量Ｂと同じ時間
軸に、対比可能に表示させる。
り加温される反射型プロ−ブ１２の装着されている部位
の体温を測定し、体温信号ＳT 信号を演算制御装置４２
のＩ／Ｏポ−ト４４へ出力する。演算制御装置４２は体
温センサ２２からの体温信号ＳT を処理して、体表面１
４の体温を表示器５６の血液容積の増加量Ｂと同じ時間
軸に、対比可能に表示させる。
【００２５】図３は、上記演算制御装置４２の制御機能
の要部を説明する機能ブロック線図である。測定モ−ド
判定手段６０は、図示しない起動ボタンが操作された場
合に、測定モ−ド設定器５８により酸素飽和度測定モ−
ドおよび末梢循環状態測定モ−ドのいずれが選択されて
いるか判断する。発光制御手段６２は、測定モ−ド判定
手段６０により酸素飽和度測定モ−ドが選択されている
と判断した場合には、第１発光素子１８および第２発光
素子２０を所定の周波数で一定時間幅づつ交互に発光さ
せ、末梢循環状態測定モ−ドが選択されていると判断し
た場合には、体表面１４を加温するために、酸素飽和度
測定モ−ド時よりも高い出力で第２発光素子２０を連続
的に加温時間Ｔ1 だけ発光させる。
の要部を説明する機能ブロック線図である。測定モ−ド
判定手段６０は、図示しない起動ボタンが操作された場
合に、測定モ−ド設定器５８により酸素飽和度測定モ−
ドおよび末梢循環状態測定モ−ドのいずれが選択されて
いるか判断する。発光制御手段６２は、測定モ−ド判定
手段６０により酸素飽和度測定モ−ドが選択されている
と判断した場合には、第１発光素子１８および第２発光
素子２０を所定の周波数で一定時間幅づつ交互に発光さ
せ、末梢循環状態測定モ−ドが選択されていると判断し
た場合には、体表面１４を加温するために、酸素飽和度
測定モ−ド時よりも高い出力で第２発光素子２０を連続
的に加温時間Ｔ1 だけ発光させる。
【００２６】測定モ−ド判定手段６０において酸素飽和
度測定モ−ドが選択されている場合には、酸素飽和度算
出手段６４において、第１光信号ＳＶR および第２光信
号ＳＶIRから第１波長λR および第２波長λIRの交直成
分比（ＡＣR ／ＤＣR ）および（ＡＣIR／ＤＣIR）の比
Ｒ〔＝（ＡＣR ／ＤＣR ）／（ＡＣIR／ＤＣIR）〕を逐
次算出し、たとえば図４に示す予め記憶された関係か
ら、実際の比Ｒに基づいて酸素飽和度ＳａＯ2 を逐次算
出し、表示器５６に表示させる。
度測定モ−ドが選択されている場合には、酸素飽和度算
出手段６４において、第１光信号ＳＶR および第２光信
号ＳＶIRから第１波長λR および第２波長λIRの交直成
分比（ＡＣR ／ＤＣR ）および（ＡＣIR／ＤＣIR）の比
Ｒ〔＝（ＡＣR ／ＤＣR ）／（ＡＣIR／ＤＣIR）〕を逐
次算出し、たとえば図４に示す予め記憶された関係か
ら、実際の比Ｒに基づいて酸素飽和度ＳａＯ2 を逐次算
出し、表示器５６に表示させる。
【００２７】測定モ−ド判定手段６０において末梢循環
状態測定モ−ドが選択されている場合には、発光制御手
段６２において第２発光素子２０が発光させられること
により反射型プロ−ブ１２が装着されている部位の体表
面１４が加温される過程で、血液増加量表示手段６６に
おいて、反射型プローブ１２により逐次検出される第２
光信号ＳＶIRに基づいて、表示器５６において、図５の
表示画面６８に示すように、加温部位の加温前に対する
血液増加量Ｂの変化を、血液増加量Ｂを示す軸７０およ
び時間軸７２からなる二次元座標においてその時間軸７
２に沿って経時的にグラフ表示させる。図５の血液増加
量Ｂを示す軸７０において、血液増加量Ｂは、加温前の
第２光信号ＳＶIRの１脈波の振幅値或いは面積値を加温
前の値を１００％として、加温後の血液増加量Ｂを％値
で表示されている。
状態測定モ−ドが選択されている場合には、発光制御手
段６２において第２発光素子２０が発光させられること
により反射型プロ−ブ１２が装着されている部位の体表
面１４が加温される過程で、血液増加量表示手段６６に
おいて、反射型プローブ１２により逐次検出される第２
光信号ＳＶIRに基づいて、表示器５６において、図５の
表示画面６８に示すように、加温部位の加温前に対する
血液増加量Ｂの変化を、血液増加量Ｂを示す軸７０およ
び時間軸７２からなる二次元座標においてその時間軸７
２に沿って経時的にグラフ表示させる。図５の血液増加
量Ｂを示す軸７０において、血液増加量Ｂは、加温前の
第２光信号ＳＶIRの１脈波の振幅値或いは面積値を加温
前の値を１００％として、加温後の血液増加量Ｂを％値
で表示されている。
【００２８】体表面温度表示手段７４は、体温センサ２
２からの体温信号ＳT を処理することにより、反射型プ
ロ−ブ１２の装着部位の体温変化を血液増加量Ｂと同じ
時間軸７２上に表示する。
２からの体温信号ＳT を処理することにより、反射型プ
ロ−ブ１２の装着部位の体温変化を血液増加量Ｂと同じ
時間軸７２上に表示する。
【００２９】評価値算出手段７６は、第２発光素子２０
が酸素飽和度測定モ−ド時よりも高出力で発光させられ
ることにより反射型プロ−ブ１２の装着部位の加温が開
始されると、反射型プローブ１２から逐次出力される第
２光信号ＳＶIRに基づいて、生体の末梢循環状態を表す
評価値ＨK を算出する。この評価値ＨK は、加熱部位の
血液容積の増加速度、増加度合などを表す値であって、
たとえば第２光信号ＳＶIRの振幅、面積あるいはＡＣIR
成分とＤＣIR成分の比（ＡＣIR／ＤＣIR）の変化を示す
図５の血液増加量Ｂの立ち上がり曲線Ｌの時定数、立ち
上がり時点から所定時間後の傾斜ｄＢ／ｄｔなどが用い
られる。評価値表示手段７８は、評価値算出手段７６に
より算出された評価値ＨK を、表示器５６の表示画面６
８内の予め設定された表示場所８０に表示する。
が酸素飽和度測定モ−ド時よりも高出力で発光させられ
ることにより反射型プロ−ブ１２の装着部位の加温が開
始されると、反射型プローブ１２から逐次出力される第
２光信号ＳＶIRに基づいて、生体の末梢循環状態を表す
評価値ＨK を算出する。この評価値ＨK は、加熱部位の
血液容積の増加速度、増加度合などを表す値であって、
たとえば第２光信号ＳＶIRの振幅、面積あるいはＡＣIR
成分とＤＣIR成分の比（ＡＣIR／ＤＣIR）の変化を示す
図５の血液増加量Ｂの立ち上がり曲線Ｌの時定数、立ち
上がり時点から所定時間後の傾斜ｄＢ／ｄｔなどが用い
られる。評価値表示手段７８は、評価値算出手段７６に
より算出された評価値ＨK を、表示器５６の表示画面６
８内の予め設定された表示場所８０に表示する。
【００３０】図６は、上記演算制御装置４２の制御作動
の要部を説明するフローチャートである。図において、
Ｓ１では、図示しない起動ボタンが操作されることによ
って、測定の起動操作が行われたか否かが判断される。
このＳ１の判断が否定された場合には待機させられる
が、肯定された場合には、図示しない初期処理ステップ
において種々のカウンタやレジスタがクリアされる。次
いで、測定モード判定手段６０に対応するＳ２におい
て、末梢循環状態測定モードが選択されているか否かが
測定モ−ド設定器５８からの信号に基づいて判断され
る。
の要部を説明するフローチャートである。図において、
Ｓ１では、図示しない起動ボタンが操作されることによ
って、測定の起動操作が行われたか否かが判断される。
このＳ１の判断が否定された場合には待機させられる
が、肯定された場合には、図示しない初期処理ステップ
において種々のカウンタやレジスタがクリアされる。次
いで、測定モード判定手段６０に対応するＳ２におい
て、末梢循環状態測定モードが選択されているか否かが
測定モ−ド設定器５８からの信号に基づいて判断され
る。
【００３１】上記Ｓ２の判断が否定された場合には、酸
素飽和度測定モ−ドが選択されている状態であるので、
発光制御手段６２に対応するＳ３において、第１発光素
子１８および第２発光素子２０が所定の周波数で一定期
間幅づつ交互に発光させられ、続くＳ４において、第１
光信号ＳＶR および第２光信号ＳＶIRが読み込まれる。
続く酸素飽和度算出手段６４に対応するＳ５において、
第１光信号ＳＶR および第２光信号ＳＶIRから第１波長
λR および第２波長λIRの交直成分比（ＡＣR／Ｄ
ＣR ）および（ＡＣIR／ＤＣIR）の比Ｒ〔＝（ＡＣR ／
ＤＣR ）／（ＡＣIR／ＤＣIR）〕が算出され、たとえば
図４に示す予め記憶された関係から、実際の比Ｒに基づ
いて酸素飽和度ＳａＯ2 が算出される。
素飽和度測定モ−ドが選択されている状態であるので、
発光制御手段６２に対応するＳ３において、第１発光素
子１８および第２発光素子２０が所定の周波数で一定期
間幅づつ交互に発光させられ、続くＳ４において、第１
光信号ＳＶR および第２光信号ＳＶIRが読み込まれる。
続く酸素飽和度算出手段６４に対応するＳ５において、
第１光信号ＳＶR および第２光信号ＳＶIRから第１波長
λR および第２波長λIRの交直成分比（ＡＣR／Ｄ
ＣR ）および（ＡＣIR／ＤＣIR）の比Ｒ〔＝（ＡＣR ／
ＤＣR ）／（ＡＣIR／ＤＣIR）〕が算出され、たとえば
図４に示す予め記憶された関係から、実際の比Ｒに基づ
いて酸素飽和度ＳａＯ2 が算出される。
【００３２】そして、Ｓ６において、上記Ｓ５にて算出
された酸素飽和度ＳａＯ2 が表示器５６に数字表示さ
れ、且つトレンド表示される。続くＳ７では、図示しな
い測定終了ボタンが操作されることにより、測定終了操
作がされたか否かが判断される。このＳ７の判断が否定
される場合は、上記Ｓ３以降が繰り返されることにより
酸素飽和度ＳａＯ2 が連続的に測定され、Ｓ７の判断が
肯定されることにより酸素飽和度ＳａＯ2 の測定は終了
させられる。
された酸素飽和度ＳａＯ2 が表示器５６に数字表示さ
れ、且つトレンド表示される。続くＳ７では、図示しな
い測定終了ボタンが操作されることにより、測定終了操
作がされたか否かが判断される。このＳ７の判断が否定
される場合は、上記Ｓ３以降が繰り返されることにより
酸素飽和度ＳａＯ2 が連続的に測定され、Ｓ７の判断が
肯定されることにより酸素飽和度ＳａＯ2 の測定は終了
させられる。
【００３３】前記Ｓ２において末梢循環状態測定モード
が選択されていると判断された場合には、以下の末梢循
環状態の測定が実行される。先ず発光制御手段６２に対
応するＳ８において、第２発光素子２０が酸素飽和度測
定モ−ド時よりも高い出力で連続的に発光させられ、続
くＳ９において、第２光信号ＳＶIRが読み込まれる。次
いで、Ｓ１０において加温時間を計時するための時間変
数すなわち経過時間Ｔがインクリメントされた後、Ｓ１
１において、経過時間Ｔが予め設定された加温時間Ｔ1
に到達したか否かが判断される。
が選択されていると判断された場合には、以下の末梢循
環状態の測定が実行される。先ず発光制御手段６２に対
応するＳ８において、第２発光素子２０が酸素飽和度測
定モ−ド時よりも高い出力で連続的に発光させられ、続
くＳ９において、第２光信号ＳＶIRが読み込まれる。次
いで、Ｓ１０において加温時間を計時するための時間変
数すなわち経過時間Ｔがインクリメントされた後、Ｓ１
１において、経過時間Ｔが予め設定された加温時間Ｔ1
に到達したか否かが判断される。
【００３４】当初はＳ１１の判断が否定され、Ｓ８以降
が繰り返されるが、経過時間Ｔが予め設定された加温時
間Ｔ1 に到達するとＳ１１の判断が肯定され、Ｓ１２に
おいて、前記血液増加量表示手段６６に対応するＳ１２
において、図６の測定ルーチンよりも十分に短い周期で
周期的に実行される図示しない読み込みルーチンによっ
て蓄積された第２光信号ＳＶIRに基づいて、図５の表示
器５６の表示画面６８に示すように、加温部位の加温前
に対する血液増加量Ｂ（％）の変化を、血液増加量Ｂを
示す軸７０および時間軸７２からなる二次元座標におい
てその時間軸７２に沿って経時的にグラフ表示させる。
が繰り返されるが、経過時間Ｔが予め設定された加温時
間Ｔ1 に到達するとＳ１１の判断が肯定され、Ｓ１２に
おいて、前記血液増加量表示手段６６に対応するＳ１２
において、図６の測定ルーチンよりも十分に短い周期で
周期的に実行される図示しない読み込みルーチンによっ
て蓄積された第２光信号ＳＶIRに基づいて、図５の表示
器５６の表示画面６８に示すように、加温部位の加温前
に対する血液増加量Ｂ（％）の変化を、血液増加量Ｂを
示す軸７０および時間軸７２からなる二次元座標におい
てその時間軸７２に沿って経時的にグラフ表示させる。
【００３５】続く、体表面温度表示手段７４に対応する
Ｓ１３では、第２光信号ＳＶIRと同様に、図６の測定ル
ーチンよりも十分に短い周期で周期的に実行される図示
しない読み込みルーチンによって蓄積された体温信号Ｓ
T に基づいて、図５の表示器５６の表示画面６８に、血
液増加量Ｂと対比できるように、同じ時間軸７２に沿っ
て経時的にグラフ表示させる。
Ｓ１３では、第２光信号ＳＶIRと同様に、図６の測定ル
ーチンよりも十分に短い周期で周期的に実行される図示
しない読み込みルーチンによって蓄積された体温信号Ｓ
T に基づいて、図５の表示器５６の表示画面６８に、血
液増加量Ｂと対比できるように、同じ時間軸７２に沿っ
て経時的にグラフ表示させる。
【００３６】次いで、前記評価値算出手段７６に対応す
るＳ１４において、加温部位の血液容積の増加速度、増
加度合などを数値で表すために、反射型プローブ１２に
よる加温を開始した後にそれから逐次出力された第２光
信号ＳＶIRに基づいて、図５の血液増加量Ｂの立ち上が
り曲線Ｌの立ち上がり速度或いは傾斜などを表す生体の
末梢循環状態を表す評価値ＨK が算出される。そして、
前記評価値表示手段７８に対応するＳ１５において、上
記Ｓ１４において算出された評価値ＨK が表示器５６の
表示画面６８内に予め設定された表示場所８０に表示さ
れる。
るＳ１４において、加温部位の血液容積の増加速度、増
加度合などを数値で表すために、反射型プローブ１２に
よる加温を開始した後にそれから逐次出力された第２光
信号ＳＶIRに基づいて、図５の血液増加量Ｂの立ち上が
り曲線Ｌの立ち上がり速度或いは傾斜などを表す生体の
末梢循環状態を表す評価値ＨK が算出される。そして、
前記評価値表示手段７８に対応するＳ１５において、上
記Ｓ１４において算出された評価値ＨK が表示器５６の
表示画面６８内に予め設定された表示場所８０に表示さ
れる。
【００３７】上述のように本実施例によれば、体表面１
４の反射型プロ−ブ１２が装着されている部位の血液循
環量を増加させるために、第２発光素子２０（加温装
置）により反射型プロ−ブ１２に接触させられている部
位が加温され、血液増加量表示手段６６（Ｓ１２）によ
って、反射型プロ−ブ１２（血液増加量検出装置）によ
り光学的に検出された血液増加量Ｂの変化が時間軸７２
に沿って経時的にグラフ表示される。従って、このグラ
フ表示から、加温前の値からの血液増加量Ｂの変化度合
いが客観的に得られるので、生体の末梢循環状態を熟練
を要することなく客観的に知ることが出来る。
４の反射型プロ−ブ１２が装着されている部位の血液循
環量を増加させるために、第２発光素子２０（加温装
置）により反射型プロ−ブ１２に接触させられている部
位が加温され、血液増加量表示手段６６（Ｓ１２）によ
って、反射型プロ−ブ１２（血液増加量検出装置）によ
り光学的に検出された血液増加量Ｂの変化が時間軸７２
に沿って経時的にグラフ表示される。従って、このグラ
フ表示から、加温前の値からの血液増加量Ｂの変化度合
いが客観的に得られるので、生体の末梢循環状態を熟練
を要することなく客観的に知ることが出来る。
【００３８】また、本実施例によれば、反射型プロ−ブ
１２の装着部位が、第２発光素子２０が発光させられる
ことにより加温されると、評価値算出手段７６（Ｓ１
４）によって、反射型プロ−ブ１２（血液増加量検出装
置）により光学的に検出された血液増加量（光電脈波の
振幅或いは面積）Ｂの変化に基づいて生体の末梢循環状
態を表す評価値ＨK が算出され、その評価値ＨK が評価
値表示手段７８（Ｓ１５）により表示されることから、
この評価値ＨK の表示からも、生体の末梢循環状態を熟
練を要することなく客観的に知ることができる。
１２の装着部位が、第２発光素子２０が発光させられる
ことにより加温されると、評価値算出手段７６（Ｓ１
４）によって、反射型プロ−ブ１２（血液増加量検出装
置）により光学的に検出された血液増加量（光電脈波の
振幅或いは面積）Ｂの変化に基づいて生体の末梢循環状
態を表す評価値ＨK が算出され、その評価値ＨK が評価
値表示手段７８（Ｓ１５）により表示されることから、
この評価値ＨK の表示からも、生体の末梢循環状態を熟
練を要することなく客観的に知ることができる。
【００３９】また、本実施例によれば、反射型プロ−ブ
１２（血液増加量検出装置）が酸素飽和度を測定するた
めに光電脈波を検出する酸素飽和度測定用プローブとし
て用いられるので、その反射型プロ−ブ１２（血液増加
量検出装置）を酸素飽和度測定装置と兼用できる利点が
ある。
１２（血液増加量検出装置）が酸素飽和度を測定するた
めに光電脈波を検出する酸素飽和度測定用プローブとし
て用いられるので、その反射型プロ−ブ１２（血液増加
量検出装置）を酸素飽和度測定装置と兼用できる利点が
ある。
【００４０】また、本実施例によれば、反射型プロ−ブ
１２（血液増加量検出装置）は、反射型プロ−ブ１２が
装着された部位を加温するために、反射型プロ−ブ１２
が装着された部位の皮膚に向かって比較的強い赤外光を
発光する第２発光素子２０（光源）を備えたものであっ
た。従って、第２発光素子２０（光源）が加温装置とし
て機能するため、反射型プロ−ブ１２（血液増加量検出
装置）が加温装置としても機能し、別装置として加温装
置を設ける必要がなくなる利点がある。
１２（血液増加量検出装置）は、反射型プロ−ブ１２が
装着された部位を加温するために、反射型プロ−ブ１２
が装着された部位の皮膚に向かって比較的強い赤外光を
発光する第２発光素子２０（光源）を備えたものであっ
た。従って、第２発光素子２０（光源）が加温装置とし
て機能するため、反射型プロ−ブ１２（血液増加量検出
装置）が加温装置としても機能し、別装置として加温装
置を設ける必要がなくなる利点がある。
【００４１】また、本実施例によれば、反射型プロ−ブ
１２（血液増加量検出装置）は、反射型プロ−ブ１２が
装着された部位の体温を測定する体温センサ２２（体温
測定装置）を含むものであった。従って、反射型プロ−
ブ１２（血液増加量検出装置）により末梢循環状態が測
定されている反射型プロ−ブ１２が装着されている部位
の体温が測定できるため、血液増加量Ｂの変化と反射型
プロ−ブ１２が装着されている部位の体温の変化との関
係を知ることができる。
１２（血液増加量検出装置）は、反射型プロ−ブ１２が
装着された部位の体温を測定する体温センサ２２（体温
測定装置）を含むものであった。従って、反射型プロ−
ブ１２（血液増加量検出装置）により末梢循環状態が測
定されている反射型プロ−ブ１２が装着されている部位
の体温が測定できるため、血液増加量Ｂの変化と反射型
プロ−ブ１２が装着されている部位の体温の変化との関
係を知ることができる。
【００４２】図７は、反射型プローブ１２に代えて用い
られる血液増加量検出装置８２を示す図である。図７に
おいて、生体の表皮に向かって白色光を照射する光源８
４と、その表皮からの反射光を受光するカラー受光装置
８６とがハウジング８８内に収容されている。血液増加
量検出装置８２は、図示しない装着バンド等により、外
部の光が混入せず且つその押圧により装着部位の血液循
環を阻害しないようにして生体の体表面１４に装着され
ている。
られる血液増加量検出装置８２を示す図である。図７に
おいて、生体の表皮に向かって白色光を照射する光源８
４と、その表皮からの反射光を受光するカラー受光装置
８６とがハウジング８８内に収容されている。血液増加
量検出装置８２は、図示しない装着バンド等により、外
部の光が混入せず且つその押圧により装着部位の血液循
環を阻害しないようにして生体の体表面１４に装着され
ている。
【００４３】上記光源８４が発光する白色光も血液増加
量検出装置８２が装着されている部位を加温するために
比較的強い赤外光を含んでいる。この血液増加量検出装
置８２が用いられた場合は、光源８４が連続的に発光さ
せられることにより、体表面１４が加温され、カラ−受
光装置８６により血液増加量検出装置８２が装着されて
いる部位の表皮からの反射光が受光される。カラ−受光
装置８６は検出された反射光を示す信号を演算制御回路
４２へ出力し、測色回路として機能する演算制御回路４
２において、皮膚の色が測定される。このようにすれ
ば、表皮下の毛細血管内の血液量の増加に応じて濃くな
る血液の色を反映した肌色に基づいて末梢循環状態が測
定されるので、特定波長の光を使う必要がなく、血液増
加量検出装置が簡単に構成される利点がある。
量検出装置８２が装着されている部位を加温するために
比較的強い赤外光を含んでいる。この血液増加量検出装
置８２が用いられた場合は、光源８４が連続的に発光さ
せられることにより、体表面１４が加温され、カラ−受
光装置８６により血液増加量検出装置８２が装着されて
いる部位の表皮からの反射光が受光される。カラ−受光
装置８６は検出された反射光を示す信号を演算制御回路
４２へ出力し、測色回路として機能する演算制御回路４
２において、皮膚の色が測定される。このようにすれ
ば、表皮下の毛細血管内の血液量の増加に応じて濃くな
る血液の色を反映した肌色に基づいて末梢循環状態が測
定されるので、特定波長の光を使う必要がなく、血液増
加量検出装置が簡単に構成される利点がある。
【００４４】以上、本発明の一実施例を図面に基づいて
説明したが、本発明はその他の態様においても適用され
る。
説明したが、本発明はその他の態様においても適用され
る。
【００４５】たとえば、前述の実施例では、加温以後の
加温部位の加温前に対する血液増加量Ｂの変化が、表示
器５６の表示画面６８内の二次元座標においてその時間
軸７２に沿って経時的にグラフ表示され、且つ、血液増
加量Ｂの立ち上がり曲線Ｌの立ち上がり速度或いは傾斜
などを表す生体の末梢循環状態を表す評価値ＨK が算出
されて表示されていたが、いずれか一方だけが表示され
ても、生体の末梢循環状態を熟練を要することなく客観
的に知ることができる。
加温部位の加温前に対する血液増加量Ｂの変化が、表示
器５６の表示画面６８内の二次元座標においてその時間
軸７２に沿って経時的にグラフ表示され、且つ、血液増
加量Ｂの立ち上がり曲線Ｌの立ち上がり速度或いは傾斜
などを表す生体の末梢循環状態を表す評価値ＨK が算出
されて表示されていたが、いずれか一方だけが表示され
ても、生体の末梢循環状態を熟練を要することなく客観
的に知ることができる。
【００４６】また、前述の実施例の血液増加量表示手段
６６では、加温以後に設定時間Ｔ1が経過してから、血
液増加量Ｂを示す曲線Ｌが表示されていたが、リアルタ
イムに逐次表示されるようにしてもよい。
６６では、加温以後に設定時間Ｔ1が経過してから、血
液増加量Ｂを示す曲線Ｌが表示されていたが、リアルタ
イムに逐次表示されるようにしてもよい。
【００４７】また、前述の実施例の反射型プロ−ブ１２
には、第１発光素子１８、第２発光素子２０および体温
センサ２２がそれぞれ５個備えられていたが、たとえば
それぞれ１個づつ等、別の個数であってもよい。
には、第１発光素子１８、第２発光素子２０および体温
センサ２２がそれぞれ５個備えられていたが、たとえば
それぞれ１個づつ等、別の個数であってもよい。
【００４８】また、前述の実施例の反射型プロ−ブ１２
および図７に示した血液増加量検出装置８２は、赤外光
を発光する第２発光素子２０或いは光源８４が加温装置
としても機能していたが、赤外光を発光する電熱線等の
加温装置が別に設けられてもよい。
および図７に示した血液増加量検出装置８２は、赤外光
を発光する第２発光素子２０或いは光源８４が加温装置
としても機能していたが、赤外光を発光する電熱線等の
加温装置が別に設けられてもよい。
【００４９】また、前述の実施例では、末梢循環状態測
定モ−ドにおいて、第２発光素子２０は連続的に発光さ
せられていたが、所定の周波数で一定期間づつ発光させ
られることにより体表面１４を加温するものであっても
よい。さらに、血液増加量検出装置の装着されている部
位の体温を、加温前の体温から一定温度高い温度で維持
するために、体温センサ２２からの体温信号ＳT に基づ
いて、予め定められたプログラムにより第２発光素子２
０の出力あるいはデュ−ティ比（％）を制御し、加温前
の体温から一定温度高い温度での血液増加量の変化を測
定するものであってもよい。
定モ−ドにおいて、第２発光素子２０は連続的に発光さ
せられていたが、所定の周波数で一定期間づつ発光させ
られることにより体表面１４を加温するものであっても
よい。さらに、血液増加量検出装置の装着されている部
位の体温を、加温前の体温から一定温度高い温度で維持
するために、体温センサ２２からの体温信号ＳT に基づ
いて、予め定められたプログラムにより第２発光素子２
０の出力あるいはデュ−ティ比（％）を制御し、加温前
の体温から一定温度高い温度での血液増加量の変化を測
定するものであってもよい。
【００５０】その他、本発明はその主旨を逸脱しない範
囲において種々変更が加えられ得るものである。
囲において種々変更が加えられ得るものである。
【図１】本発明の一実施例である末梢循環状態測定装置
の構成を示すブロック図である。
の構成を示すブロック図である。
【図２】図１の反射型プロ−ブを生体の体表面に対向す
る側から見た図である。
る側から見た図である。
【図３】図１の実施例の演算制御装置の制御機能の要部
を説明する機能ブロック線図である。
を説明する機能ブロック線図である。
【図４】図３の酸素飽和度算出手段において用いられる
関係を示す図である。
関係を示す図である。
【図５】図３の血液増加量表示手段、評価値表示手段お
よび体表面温度表示手段による表示例を示す図である。
よび体表面温度表示手段による表示例を示す図である。
【図６】図１の実施例の演算制御装置の制御作動の要部
を説明するフローチャートである。
を説明するフローチャートである。
【図７】本発明の他の実施例における血液増加量検出装
置の構成を説明する図である。
置の構成を説明する図である。
１０：末梢循環状態測定装置（酸素飽和度測定装置） １２：反射型プロ−ブ（血液増加量検出装置） １８：第１発光素子（光源） ２０：第２発光素子（光源、加温装置） ６６：血液増加量表示手段 ７６：評価値算出手段 ７８：評価値表示手段 ８２：血液増加量検出装置 ８４：光源（加温装置）
Claims (6)
- 【請求項１】 生体の末梢循環状態を測定するための装
置であって、 前記生体の所定部位を加温する加温装置と、 前記生体の所定部位に装着されて該加温装置による加温
が開始されたときに該所定部位に対する血液の増加量を
光学的に検出する血液増加量検出装置と、 該血液増加量検出装置により検出された血液の増加量の
変化を所定の時間軸に沿って経時的にグラフ表示する血
液増加量表示手段と、 を、含むことを特徴とする末梢循環状態測定装置。 - 【請求項２】 生体の末梢循環状態を測定するための装
置であって、 前記生体の所定部位を加温する加温装置と、 前記生体の所定部位に装着されて該加温装置による加温
が開始されたときに該所定部位に対する血液の増加量を
光学的に検出する血液増加量検出装置と、 該加温装置による加温が開始された後に該血液増加量検
出装置により検出される血液の増加量の変化に基づいて
前記生体の末梢循環状態を表す評価値を算出する評価値
算出手段と、 該評価値算出手段により算出された評価値を表示する評
価値表示手段と、 を、含むことを特徴とする末梢循環状態測定装置。 - 【請求項３】 前記血液増加量検出装置は、前記生体の
皮膚に向かって所定波長の光を照射する発光素子と、該
発光素子からの光に基づいて該皮膚のうち前記所定部位
から射出される反射光を受光して光電脈波信号を出力す
る受光素子とを備えたものである請求項１または２の末
梢循環状態測定装置。 - 【請求項４】 前記血液増加量検出装置は、前記生体の
表皮に向かって白色光を照射する光源と、該表皮からの
反射光を受光する受光装置と、該受光装置により受光さ
れた波長の光に基づいて該表皮の色を測定する測色回路
とを備えたものである請求項１または２の末梢循環状態
測定装置。 - 【請求項５】 前記血液増加量検出装置は、前記生体の
所定部位を加温するために、前記生体の皮膚に向かって
比較的強い赤外光を含む光を発光する光源を備えたもの
である請求項１乃至４のいずれかの末梢循環状態測定装
置。 - 【請求項６】 前記血液増加量検出装置は、前記生体の
所定部位の体温を測定する体温測定装置を含むものであ
る請求項１乃至５のいずれかの末梢循環状態測定装置。
Priority Applications (1)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| JP26637297A JP3738335B2 (ja) | 1997-09-30 | 1997-09-30 | 末梢循環状態測定装置 |
Applications Claiming Priority (1)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| JP26637297A JP3738335B2 (ja) | 1997-09-30 | 1997-09-30 | 末梢循環状態測定装置 |
Publications (2)
| Publication Number | Publication Date |
|---|---|
| JPH11104113A true JPH11104113A (ja) | 1999-04-20 |
| JP3738335B2 JP3738335B2 (ja) | 2006-01-25 |
Family
ID=17430035
Family Applications (1)
| Application Number | Title | Priority Date | Filing Date |
|---|---|---|---|
| JP26637297A Expired - Fee Related JP3738335B2 (ja) | 1997-09-30 | 1997-09-30 | 末梢循環状態測定装置 |
Country Status (1)
| Country | Link |
|---|---|
| JP (1) | JP3738335B2 (ja) |
Cited By (7)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| JP2007143702A (ja) * | 2005-11-25 | 2007-06-14 | Matsushita Electric Works Ltd | 体内成分計測装置及び体内成分計測方法 |
| JP2010200970A (ja) * | 2009-03-03 | 2010-09-16 | Nippon Telegr & Teleph Corp <Ntt> | 光学センサ及びその製造方法 |
| JP2015188580A (ja) * | 2014-03-28 | 2015-11-02 | ブラザー工業株式会社 | 脈波検出装置 |
| JP2018008039A (ja) * | 2016-06-30 | 2018-01-18 | パナソニックＩｐマネジメント株式会社 | 生体情報検出装置 |
| JPWO2017026393A1 (ja) * | 2015-08-07 | 2018-08-09 | 正樹 関野 | 血流障害検出装置 |
| CN110811592A (zh) * | 2018-08-10 | 2020-02-21 | 株式会社东芝 | 血液循环检测装置以及血液循环检测方法 |
| WO2023117451A1 (en) * | 2021-12-20 | 2023-06-29 | Koninklijke Philips N.V. | Minimally invasive perfusion monitoring |
-
1997
- 1997-09-30 JP JP26637297A patent/JP3738335B2/ja not_active Expired - Fee Related
Cited By (8)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| JP2007143702A (ja) * | 2005-11-25 | 2007-06-14 | Matsushita Electric Works Ltd | 体内成分計測装置及び体内成分計測方法 |
| JP2010200970A (ja) * | 2009-03-03 | 2010-09-16 | Nippon Telegr & Teleph Corp <Ntt> | 光学センサ及びその製造方法 |
| JP2015188580A (ja) * | 2014-03-28 | 2015-11-02 | ブラザー工業株式会社 | 脈波検出装置 |
| JPWO2017026393A1 (ja) * | 2015-08-07 | 2018-08-09 | 正樹 関野 | 血流障害検出装置 |
| US11051764B2 (en) | 2015-08-07 | 2021-07-06 | Paramount Bed Co., Ltd. | Device for detecting blood flow disturbance |
| JP2018008039A (ja) * | 2016-06-30 | 2018-01-18 | パナソニックＩｐマネジメント株式会社 | 生体情報検出装置 |
| CN110811592A (zh) * | 2018-08-10 | 2020-02-21 | 株式会社东芝 | 血液循环检测装置以及血液循环检测方法 |
| WO2023117451A1 (en) * | 2021-12-20 | 2023-06-29 | Koninklijke Philips N.V. | Minimally invasive perfusion monitoring |
Also Published As
| Publication number | Publication date |
|---|---|
| JP3738335B2 (ja) | 2006-01-25 |
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