JPH11216133A - 体動ノイズ除去パルスオキシメトリの装置および方法 - Google Patents
体動ノイズ除去パルスオキシメトリの装置および方法Info
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- JPH11216133A JPH11216133A JP10023048A JP2304898A JPH11216133A JP H11216133 A JPH11216133 A JP H11216133A JP 10023048 A JP10023048 A JP 10023048A JP 2304898 A JP2304898 A JP 2304898A JP H11216133 A JPH11216133 A JP H11216133A
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Abstract
(57)【要約】
【課題】 簡単な構成によって体動アーテファクトの影
響を受けないで正確に酸素飽和度を測定すること。 【解決手段】 ＣＰＵ６は、Ａ／Ｄ変換部５の出力から
各波長の透過光の減光度の変化分ΔAi(i=1,2) を取り込
み、ECG 検出部１０の出力も同様に取り込む。次に基準
とする第２波長に対応するフィルタの特性を変えながら
フィルタリングを行い、そのフィルタ出力ΔA'2 とECG
（脈波同期信号）との相関係数r が最大の場合のフィル
タ特性を採用し、各波長におけるフィルタ出力ΔA'(i)
を求め、これによりΦ12= ΔA'1/ΔA'2 を求め、このΦ
12と、次の関係から動脈血の酸素飽和度Saを求める。
Φ12={Ea1(Ea1+F) }1/2 /{Ea2(Ea2+F) }1/2 ここで、
Eai=SaEoi+(1-Sa)Eri Eo; 酸化ヘモグロビンの吸光係
数、Er; 還元ヘモグロビンの吸光係数、F ; 散乱係数。
響を受けないで正確に酸素飽和度を測定すること。 【解決手段】 ＣＰＵ６は、Ａ／Ｄ変換部５の出力から
各波長の透過光の減光度の変化分ΔAi(i=1,2) を取り込
み、ECG 検出部１０の出力も同様に取り込む。次に基準
とする第２波長に対応するフィルタの特性を変えながら
フィルタリングを行い、そのフィルタ出力ΔA'2 とECG
（脈波同期信号）との相関係数r が最大の場合のフィル
タ特性を採用し、各波長におけるフィルタ出力ΔA'(i)
を求め、これによりΦ12= ΔA'1/ΔA'2 を求め、このΦ
12と、次の関係から動脈血の酸素飽和度Saを求める。
Φ12={Ea1(Ea1+F) }1/2 /{Ea2(Ea2+F) }1/2 ここで、
Eai=SaEoi+(1-Sa)Eri Eo; 酸化ヘモグロビンの吸光係
数、Er; 還元ヘモグロビンの吸光係数、F ; 散乱係数。
Description
【０００１】
【発明の属する技術分野】本発明はパルスオキシメータ
に関するものであり、特にその体動により生じる誤差の
消去に関するものである。
に関するものであり、特にその体動により生じる誤差の
消去に関するものである。
【０００２】
【従来の技術】パルスオキシメータは、波長が異なる複
数の光を生体組織に照射してそれぞれの透過光Ii(iは各
波長を示す) の脈動を求めこれに基づいて生体組織の減
光度の変化分ΔAiを求めこれに基づいて血液の酸素飽和
度SaO2を測定する装置である。ここで、ΔAiからSaO2を
求めるには、まずΦij= ΔAi／ΔAj(jはi とは異なる波
長を示す) を求める必要がある。そして、ΦijをSaO2に
換算するには、実測により得られるΦijとSaO2の関係に
基づいて行うか、あるいはΦijの実測値を理論式に当て
はめることにより計算して求める。
数の光を生体組織に照射してそれぞれの透過光Ii(iは各
波長を示す) の脈動を求めこれに基づいて生体組織の減
光度の変化分ΔAiを求めこれに基づいて血液の酸素飽和
度SaO2を測定する装置である。ここで、ΔAiからSaO2を
求めるには、まずΦij= ΔAi／ΔAj(jはi とは異なる波
長を示す) を求める必要がある。そして、ΦijをSaO2に
換算するには、実測により得られるΦijとSaO2の関係に
基づいて行うか、あるいはΦijの実測値を理論式に当て
はめることにより計算して求める。
【０００３】このようなパルスオキシメータによる測定
中、体動があると、透過光にアーテファクトが重畳す
る。体動によるアーテファクトが小ならば、連続測定さ
れたΦij列中の異常値をその前後のトレンドに基づいて
修正すればよい。しかし、体動によるアーテファクトが
大ならば、Φij列の修正では対処できない。Φijを求め
る前に脈波形の修正が必要である。
中、体動があると、透過光にアーテファクトが重畳す
る。体動によるアーテファクトが小ならば、連続測定さ
れたΦij列中の異常値をその前後のトレンドに基づいて
修正すればよい。しかし、体動によるアーテファクトが
大ならば、Φij列の修正では対処できない。Φijを求め
る前に脈波形の修正が必要である。
【０００４】体動アーテファクトの対応策の１つとし
て、特表平6-507485号公報に示されている装置がある。
しかし、この装置は２個の波長を用いて酸素飽和度を測
定する装置である。組織の厚みの脈動の影響を消去する
ためには使用する光波長を増すことが必要である。また
測定できる血中物質の種類を増すためにも使用する光波
長を増すことが必要である。このような多波長式あるい
は多成分測定にも適用できる体動対策が必要である。
て、特表平6-507485号公報に示されている装置がある。
しかし、この装置は２個の波長を用いて酸素飽和度を測
定する装置である。組織の厚みの脈動の影響を消去する
ためには使用する光波長を増すことが必要である。また
測定できる血中物質の種類を増すためにも使用する光波
長を増すことが必要である。このような多波長式あるい
は多成分測定にも適用できる体動対策が必要である。
【０００５】
【発明が解決しようとする課題】このように従来は、パ
ルスオキシメータの体動対策に適切なものが無かった。
ルスオキシメータの体動対策に適切なものが無かった。
【０００６】本発明の目的は、多波長式あるいは多成分
測定のパルスオキシメータにおいて、体動によるアーテ
ファクトが大の場合であっても、その影響を受けずに精
度の高い測定を行う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。
測定のパルスオキシメータにおいて、体動によるアーテ
ファクトが大の場合であっても、その影響を受けずに精
度の高い測定を行う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。
【０００７】また、組織の厚さの変動を考慮した場合に
も適用できるパルスオキシメータを提供することであ
る。
も適用できるパルスオキシメータを提供することであ
る。
【０００８】
【課題を解決するための手段】まず、組織の厚みの変動
を無視する場合に用いられている従来の２波長式のSpO2
（酸素飽和度）測定方法と、組織の厚みの変動を考慮す
る場合に有効である３波長式のSpO2測定方法を説明する
（特願平7-4820参照）。
を無視する場合に用いられている従来の２波長式のSpO2
（酸素飽和度）測定方法と、組織の厚みの変動を考慮す
る場合に有効である３波長式のSpO2測定方法を説明する
（特願平7-4820参照）。
【０００９】（１）２波長式SpO2測定の方法；組織の厚
みの変動を無視する場合 ２波長λ1 、λ2 の光を生体組織に照射し、その組織透
過光を光電変換する。この出力をI1,I2 とし、これを対
数変換する。その変化分は生体組織の減光度の変化分Δ
Aiである。すなわち、ΔA1= ΔlogI1, ΔA2= ΔlogI2
である。これら生体組織の減光度の変化の原因は、大
部分が組織内血液量の変化である。この組織内血液量の
変化は、体動のない場合には組織内の動脈血の拍動によ
るものであり、理論的には次式が成立する。
みの変動を無視する場合 ２波長λ1 、λ2 の光を生体組織に照射し、その組織透
過光を光電変換する。この出力をI1,I2 とし、これを対
数変換する。その変化分は生体組織の減光度の変化分Δ
Aiである。すなわち、ΔA1= ΔlogI1, ΔA2= ΔlogI2
である。これら生体組織の減光度の変化の原因は、大
部分が組織内血液量の変化である。この組織内血液量の
変化は、体動のない場合には組織内の動脈血の拍動によ
るものであり、理論的には次式が成立する。
【００１０】ΔA1={Ea1(Ea1+F) }1/2 *Hb ΔDa ΔA2={Ea2(Ea2+F) }1/2 *Hb ΔDa Φ12= ΔA1/ ΔA2={Ea1(Ea1+F) }1/2 /{Ea2(Ea2+F) }
1/2 ここで、Ea1=SaEo1+(1-Sa)Er1 Ea2=SaEo2+(1-Sa)Er2 Eo; 酸化ヘモグロビンの吸光係数。 Er; 還元ヘモグロビンの吸光係数。 F ; 散乱係数。 Sa; SaO2（動脈血の酸素飽和度） Hb; ヘモグロビン濃度 ΔDa；動脈血の厚さの変化分 サフィックスの数字は、波長の種類を表す（以後の式に
ついても同じ）。
1/2 ここで、Ea1=SaEo1+(1-Sa)Er1 Ea2=SaEo2+(1-Sa)Er2 Eo; 酸化ヘモグロビンの吸光係数。 Er; 還元ヘモグロビンの吸光係数。 F ; 散乱係数。 Sa; SaO2（動脈血の酸素飽和度） Hb; ヘモグロビン濃度 ΔDa；動脈血の厚さの変化分 サフィックスの数字は、波長の種類を表す（以後の式に
ついても同じ）。
【００１１】上記の関係からΦ12がSaO2と対応すること
がわかる。従って、ΔlogI1,ΔlogI2 を測定してΔA1、
ΔA2を求め、これらによりΦ12を求めた後、Φ12とSaO2
との対応関係に従ってΦ12をSaO2に変換する。これが従
来の２波長式パルスオキシメータであり、得られた値が
SaO2である。
がわかる。従って、ΔlogI1,ΔlogI2 を測定してΔA1、
ΔA2を求め、これらによりΦ12を求めた後、Φ12とSaO2
との対応関係に従ってΦ12をSaO2に変換する。これが従
来の２波長式パルスオキシメータであり、得られた値が
SaO2である。
【００１２】（２）３波長式SpO2測定の方法；組織の厚
みの変動を考慮する場合 ３波長のλ1 、λ2 、λ3 の光を生体組織に照射し、そ
の組織透過光を光電変換する。この出力をI1,I2,I3と
し、これを対数変換する。その変化分は生体組織の減光
度の変化分ΔAiである。すなわち、ΔA1= ΔlogI1, Δ
A2= ΔlogI2 , ΔA3= ΔlogI3, である。これら生体組
織の減光度の変化の原因は、次の２つである。
みの変動を考慮する場合 ３波長のλ1 、λ2 、λ3 の光を生体組織に照射し、そ
の組織透過光を光電変換する。この出力をI1,I2,I3と
し、これを対数変換する。その変化分は生体組織の減光
度の変化分ΔAiである。すなわち、ΔA1= ΔlogI1, Δ
A2= ΔlogI2 , ΔA3= ΔlogI3, である。これら生体組
織の減光度の変化の原因は、次の２つである。
【００１３】第１に、組織内血液量の変化が挙げられ
る。組織内の動脈血の拍動によるものである。第２に、
純組織（血液以外の組織）の変動が挙げられる。組織内
の動脈血の拍動によって純組織が伸展されて透過光に関
する厚みが変化すること、によるものである。
る。組織内の動脈血の拍動によるものである。第２に、
純組織（血液以外の組織）の変動が挙げられる。組織内
の動脈血の拍動によって純組織が伸展されて透過光に関
する厚みが変化すること、によるものである。
【００１４】ここで、体動なしとした場合、理論的には
次式が成立する。 ΔA1={Ea1(Ea1+F) }1/2 *Hb ΔDa-Zt1ΔDt ΔA2={Ea2(Ea2+F) }1/2 *Hb ΔDa-Zt2ΔDt ΔA3={Ea3(Ea3+F) }1/2 *Hb ΔDa-Zt3ΔDt Φ12= ΔA1/ ΔA2=[{Ea1(Ea1+F) } 1/2 -Ex1]/[{Ea2(Ea
2+F) }1/2 -Ex2] Φ32= ΔA3/ ΔA2=[{Ea3(Ea3+F) } 1/2 -Ex3]/[{Ea2(Ea
2+F) }1/2 -Ex2] ここで、Ea1=SaEo1+(1-Sa)Er1 Ea2=SaEo2+(1-Sa)Er2 Ea3=SaEo2+(1-Sa)Er3 であり、 Exi=(Zti* ΔDt)/Hb* ΔDa と置いている。
次式が成立する。 ΔA1={Ea1(Ea1+F) }1/2 *Hb ΔDa-Zt1ΔDt ΔA2={Ea2(Ea2+F) }1/2 *Hb ΔDa-Zt2ΔDt ΔA3={Ea3(Ea3+F) }1/2 *Hb ΔDa-Zt3ΔDt Φ12= ΔA1/ ΔA2=[{Ea1(Ea1+F) } 1/2 -Ex1]/[{Ea2(Ea
2+F) }1/2 -Ex2] Φ32= ΔA3/ ΔA2=[{Ea3(Ea3+F) } 1/2 -Ex3]/[{Ea2(Ea
2+F) }1/2 -Ex2] ここで、Ea1=SaEo1+(1-Sa)Er1 Ea2=SaEo2+(1-Sa)Er2 Ea3=SaEo2+(1-Sa)Er3 であり、 Exi=(Zti* ΔDt)/Hb* ΔDa と置いている。
【００１５】このExi(i=1,2,3)には特願平7-4820に示し
たように、次の関係があるので、未知数としては１個と
みなすことができる。 Ex1=A1Ex2+B1 Ex3=A3Ex2+B3 （A1,B1,A3,B3 は既知の定数である） Eo; 酸化ヘモグロビンの吸光係数。 Er; 還元ヘモグロビンの吸光係数。 F ; 散乱係数。 Sa; SaO2（動脈血の酸素飽和度） Hb; ヘモグロビン濃度 ΔDa；動脈血の厚さの変化分 ΔDt；純組織の厚さの変化分 Zt; 純組織の減光率
たように、次の関係があるので、未知数としては１個と
みなすことができる。 Ex1=A1Ex2+B1 Ex3=A3Ex2+B3 （A1,B1,A3,B3 は既知の定数である） Eo; 酸化ヘモグロビンの吸光係数。 Er; 還元ヘモグロビンの吸光係数。 F ; 散乱係数。 Sa; SaO2（動脈血の酸素飽和度） Hb; ヘモグロビン濃度 ΔDa；動脈血の厚さの変化分 ΔDt；純組織の厚さの変化分 Zt; 純組織の減光率
【００１６】上記のΦ12、Φ32の連立方程式を解くなら
ば、Sa,Ex2が得られる。これが従来の３波長式パルスオ
キシメータであり、得られた値がSaO2であって、純組織
の脈動による誤差を消去することによって精度を改善し
たものである。
ば、Sa,Ex2が得られる。これが従来の３波長式パルスオ
キシメータであり、得られた値がSaO2であって、純組織
の脈動による誤差を消去することによって精度を改善し
たものである。
【００１７】次に体動アーテファクトの原因について説
明する。体動アーテファクトの原因は、（ａ）光学系の
位置関係の変化、（ｂ）動脈血の厚みの変動、（ｃ）静
脈血の厚みの変動、（ｄ）純組織の厚みの変動、があ
る。以下、それぞれについて説明する。
明する。体動アーテファクトの原因は、（ａ）光学系の
位置関係の変化、（ｂ）動脈血の厚みの変動、（ｃ）静
脈血の厚みの変動、（ｄ）純組織の厚みの変動、があ
る。以下、それぞれについて説明する。
【００１８】（ａ）光学系の位置関係の変化；プローブ
を装着する部位が大きな加速度を持つことにより、急速
に光源−組織−受光器の位置関係が変化する。これによ
る現象は複雑多様であるが、プローブの構造と装着法に
よってかなりの程度の低減化が可能である。 （ｂ）動脈血の厚みの変動；動脈血は血管中で高圧であ
り、周囲組織に囲まれており、従って、動脈血の厚みの
変動は大きくない。しかも、動脈血の厚みの変動は動脈
血の脈動と同質のものであるから、Φを狂わせることに
はならない。 （ｃ）静脈血の厚みの変動；体が静止状態の場合には、
静脈血の厚みの変動はない。従って考慮する必要がな
い。しかし、プローブ装着部位が加速度を持つ場合には
影響が大きい。静脈血管は多くの場合に弛緩しており、
従って静脈血は慣性によって血管内を移動しやすい。従
って、静脈血の厚みの変動は大きいものであって、体動
による透過光の乱れの最も大きい原因である。 （ｄ）純組織の厚みの変動；純組織は、体が静止してい
る場合にも、その中に存在する動脈血の拍動によって厚
みが変化している。体動がある場合には、静脈の揺らぎ
による厚み変動が加わる。純組織自体は慣性によってそ
の厚みを変えるが、これの影響は極めて小と考えられ
る。その理由として、純組織は静脈血に比して、慣性に
よる移動がしにくいということがあり、また、純組織は
血液に比して減光率が小であることが挙げられる。
を装着する部位が大きな加速度を持つことにより、急速
に光源−組織−受光器の位置関係が変化する。これによ
る現象は複雑多様であるが、プローブの構造と装着法に
よってかなりの程度の低減化が可能である。 （ｂ）動脈血の厚みの変動；動脈血は血管中で高圧であ
り、周囲組織に囲まれており、従って、動脈血の厚みの
変動は大きくない。しかも、動脈血の厚みの変動は動脈
血の脈動と同質のものであるから、Φを狂わせることに
はならない。 （ｃ）静脈血の厚みの変動；体が静止状態の場合には、
静脈血の厚みの変動はない。従って考慮する必要がな
い。しかし、プローブ装着部位が加速度を持つ場合には
影響が大きい。静脈血管は多くの場合に弛緩しており、
従って静脈血は慣性によって血管内を移動しやすい。従
って、静脈血の厚みの変動は大きいものであって、体動
による透過光の乱れの最も大きい原因である。 （ｄ）純組織の厚みの変動；純組織は、体が静止してい
る場合にも、その中に存在する動脈血の拍動によって厚
みが変化している。体動がある場合には、静脈の揺らぎ
による厚み変動が加わる。純組織自体は慣性によってそ
の厚みを変えるが、これの影響は極めて小と考えられ
る。その理由として、純組織は静脈血に比して、慣性に
よる移動がしにくいということがあり、また、純組織は
血液に比して減光率が小であることが挙げられる。
【００１９】このように体動アーテファクトの原因には
種々あるが、その中でも静脈血の厚みの変動が最も大き
な原因となっている。これについての対策が本発明の目
的である。
種々あるが、その中でも静脈血の厚みの変動が最も大き
な原因となっている。これについての対策が本発明の目
的である。
【００２０】ここで上述した２波長式SpO2測定の方法
（組織の厚みの変動を無視する）と、３波長式SpO2測定
の方法（組織の厚みの変動を考慮する）に体動アーテフ
ァクトが影響した場合、すなわち体動ありの場合につい
て説明する。
（組織の厚みの変動を無視する）と、３波長式SpO2測定
の方法（組織の厚みの変動を考慮する）に体動アーテフ
ァクトが影響した場合、すなわち体動ありの場合につい
て説明する。
【００２１】以下の説明において、ΔAiは、体動のない
場合には拍動の脈波振幅として良いが、体動のある場合
には適当な基準値からの変化分すなわち連続量であると
する。 （１）２波長式SpO2測定の方法（組織の厚みの変動を無
視する）の場合 体動のある場合には、組織内の動脈血の拍動に体動によ
る乱れが加わったものと、体動による組織内の静脈血の
量の変動と、の和であり、次式が成立する。 ΔA1={Ea1(Ea1+F) }1/2 *Hb ΔDa+{Ev1(Ev1+F) }1/2 *H
b ΔDv ΔA2={Ea2(Ea2+F) }1/2 *Hb ΔDa+{Ev2(Ev2+F) }1/2 *H
b ΔDv Φ12= ΔA1/ ΔA2=[{Ea1(Ea1+F) } 1/2 +{Ev1(Ev1+F) }
1/2 *(ΔDv/ ΔDa)] /[{Ea2(Ea2+F) }1/2 +{Ev2(Ev2+F)
}1/2 *(ΔDv/ ΔDa)]
場合には拍動の脈波振幅として良いが、体動のある場合
には適当な基準値からの変化分すなわち連続量であると
する。 （１）２波長式SpO2測定の方法（組織の厚みの変動を無
視する）の場合 体動のある場合には、組織内の動脈血の拍動に体動によ
る乱れが加わったものと、体動による組織内の静脈血の
量の変動と、の和であり、次式が成立する。 ΔA1={Ea1(Ea1+F) }1/2 *Hb ΔDa+{Ev1(Ev1+F) }1/2 *H
b ΔDv ΔA2={Ea2(Ea2+F) }1/2 *Hb ΔDa+{Ev2(Ev2+F) }1/2 *H
b ΔDv Φ12= ΔA1/ ΔA2=[{Ea1(Ea1+F) } 1/2 +{Ev1(Ev1+F) }
1/2 *(ΔDv/ ΔDa)] /[{Ea2(Ea2+F) }1/2 +{Ev2(Ev2+F)
}1/2 *(ΔDv/ ΔDa)]
【００２２】ここで、Ea1=SaEo1+(1-Sa)Er1 Ea2=SaEo2+(1-Sa)Er2 Ev1=SvEo1+(1-Sv)Er1 Ev2=SvEo2+(1-Sv)Er2 であり、 Eo; 酸化ヘモグロビンの吸光係数。 Er; 還元ヘモグロビンの吸光係数。 F ; 散乱係数。 Sa; SaO2（動脈血の酸素飽和度） Hb; ヘモグロビン濃度 ΔDa；動脈血の厚さの変化分 Sv；静脈血の酸素飽和度 ΔDv；静脈血の厚さの変化分 である。ΔDvの原因は、体動によるものである。
【００２３】この場合のΦ12からSaO2を求めることは困
難である。もし、体動がある場合に、ΔA1、ΔA2を測定
し、これによりΦ12を求め、このΦ12と、体動なしのΦ
12の理論式からSaO2を求めようとすれば、静脈血の影響
により、求めた値は実際のSaO2よりも低い値となる。こ
れが体動アーテファクトの影響である。
難である。もし、体動がある場合に、ΔA1、ΔA2を測定
し、これによりΦ12を求め、このΦ12と、体動なしのΦ
12の理論式からSaO2を求めようとすれば、静脈血の影響
により、求めた値は実際のSaO2よりも低い値となる。こ
れが体動アーテファクトの影響である。
【００２４】（２）３波長式SpO2測定の方法（組織の厚
みの変動を考慮する）の場合 体動があると、組織内血液量の変化は、組織内の動脈血
の拍動に体動が加わったものと、体動による組織内の静
脈血の量の変動と、の和である。純組織の変動は、組織
内血液量の変化によるものと、純組織自身の慣性による
変動との和であるが、後者は小であるから無視すること
ができる。
みの変動を考慮する）の場合 体動があると、組織内血液量の変化は、組織内の動脈血
の拍動に体動が加わったものと、体動による組織内の静
脈血の量の変動と、の和である。純組織の変動は、組織
内血液量の変化によるものと、純組織自身の慣性による
変動との和であるが、後者は小であるから無視すること
ができる。
【００２５】ここで次式が成立する。 ΔA1={Ea1(Ea1+F) }1/2 *Hb ΔDa+{Ev1(Ev1+F) }1/2 *H
b ΔDv-Zt1ΔDt ΔDt= RaΔDa+ RvΔDvと置くと、 ΔA1=[{Ea1(Ea1+F)}1/2 *Hb-Zt1Ra]ΔDa+[{Ev1(Ev1+F)}
1/2 *Hb-Zt1Rv]ΔDv
b ΔDv-Zt1ΔDt ΔDt= RaΔDa+ RvΔDvと置くと、 ΔA1=[{Ea1(Ea1+F)}1/2 *Hb-Zt1Ra]ΔDa+[{Ev1(Ev1+F)}
1/2 *Hb-Zt1Rv]ΔDv
【００２６】同様にして、 ΔA2=[{Ea2(Ea2+F)}1/2 *Hb-Zt2Ra]ΔDa+[{Ev2(Ev2+F)}
1/2 *Hb-Zt2Rv]ΔDv ΔA3=[{Ea3(Ea3+F)}1/2 *Hb-Zt3Ra]ΔDa+[{Ev3(Ev3+F)}
1/2 *Hb-Zt3Rv]ΔDv
1/2 *Hb-Zt2Rv]ΔDv ΔA3=[{Ea3(Ea3+F)}1/2 *Hb-Zt3Ra]ΔDa+[{Ev3(Ev3+F)}
1/2 *Hb-Zt3Rv]ΔDv
【００２７】
【数１】
【００２８】ここで、Ea1=SaEo1+(1-Sa)Er1 Ea2=SaEo2+(1-Sa)Er2 Ea3=SaEo3+(1-Sa)Er3 Ev1=SvEo1+(1-Sv)Er1 Ev2=SvEo2+(1-Sv)Er2 Ev3=SvEo3+(1-Sv)Er3 であり、 Eo; 酸化ヘモグロビンの吸光係数。 Er; 還元ヘモグロビンの吸光係数。 F ; 散乱係数。 Sa; SaO2（動脈血の酸素飽和度） Hb; ヘモグロビン濃度 ΔDa；動脈血の厚さの変化分 Sv；静脈血の酸素飽和度 Zt; 純組織の減光率 ΔDt；純組織の厚さの変化分 ΔDv；静脈血の厚さの変化分 Ra；ΔDaがΔDtに寄与する比率 Rv；ΔDvがΔDtに寄与する比率 である。
【００２９】この場合のΦ12、Φ32からSaO2を求めるこ
とは困難である。もし、体動がある場合に、ΔA1、ΔA
2、ΔA3を測定し、これによりΦ12、Φ32を求め、これ
らのΦ12、Φ32と、体動なしの場合のΦ12、Φ32の理論
式からなる連立方程式からSaO2を求めようとすれば、静
脈血の影響により、求めた値は実際のSaO2よりも低い値
となる。これが体動アーテファクトの影響である。
とは困難である。もし、体動がある場合に、ΔA1、ΔA
2、ΔA3を測定し、これによりΦ12、Φ32を求め、これ
らのΦ12、Φ32と、体動なしの場合のΦ12、Φ32の理論
式からなる連立方程式からSaO2を求めようとすれば、静
脈血の影響により、求めた値は実際のSaO2よりも低い値
となる。これが体動アーテファクトの影響である。
【００３０】以下に示す各発明は、上記の原理を踏まえ
た上での発明である。請求項１の発明は、生体組織に複
数個の波長の光を照射する光照射手段と、各波長の組織
透過光を光電変換する光電変換手段と、この光電変換手
段が出力する信号の変動に基づいて、生体組織の各波長
についての減光度の変化分を検出する減光度変化分検出
手段と、各波長についてこの減光度変化分検出手段の出
力を入力とし、設定された通過帯域の周波数成分を通過
させる可変フィルタと、この可変フィルタの通過帯域を
設定する通過帯域設定手段と、前記可変フィルタの出力
に基づいて酸素飽和度を求める酸素飽和度検出手段とを
具備する構成とした。
た上での発明である。請求項１の発明は、生体組織に複
数個の波長の光を照射する光照射手段と、各波長の組織
透過光を光電変換する光電変換手段と、この光電変換手
段が出力する信号の変動に基づいて、生体組織の各波長
についての減光度の変化分を検出する減光度変化分検出
手段と、各波長についてこの減光度変化分検出手段の出
力を入力とし、設定された通過帯域の周波数成分を通過
させる可変フィルタと、この可変フィルタの通過帯域を
設定する通過帯域設定手段と、前記可変フィルタの出力
に基づいて酸素飽和度を求める酸素飽和度検出手段とを
具備する構成とした。
【００３１】この構成において、可変フィルタの通過帯
域が適正に設定されるならば、そのフィルタ出力は体動
アーテファクトの影響が無いものとすることができる。
このため、体動アーテファクト無しとした場合に用いる
ことができる、減光度の変化分と酸素飽和度の簡単な関
係によって酸素飽和度を求めることができる。
域が適正に設定されるならば、そのフィルタ出力は体動
アーテファクトの影響が無いものとすることができる。
このため、体動アーテファクト無しとした場合に用いる
ことができる、減光度の変化分と酸素飽和度の簡単な関
係によって酸素飽和度を求めることができる。
【００３２】例えば、２波長式SpO2測定方法（組織の厚
みの変動を無視する）場合、２波長λ1 、λ2 の光を生
体組織に照射し、その組織透過光を光電変換する。この
出力をI1,I2 とし、これを対数変換する。その変化分は
生体組織の減光度の変化分ΔAiである。すなわち、 ΔA1= ΔlogI1 ΔA2= ΔlogI2 である。これら生体組織の減光度の変化の原因は、大部
分が組織内血液量の変化によるものである。そして、体
動によるアーテファクトが生じているならば、既述のよ
うに、これらΔA1, ΔA2の中に静脈血の変動によるもの
が含まれている。そこで、これらΔA1, ΔA2をそのまま
用いて、Φ12= ΔA1/ ΔA2を求め、このΦ12と、体動ア
ーテファクトがないとした場合に成立する次の関係式か
ら動脈血の酸素飽和度Saを求めることはできない。 Φ12={Ea1(Ea1+F) }1/2 /{Ea2(Ea2+F) }1/2
みの変動を無視する）場合、２波長λ1 、λ2 の光を生
体組織に照射し、その組織透過光を光電変換する。この
出力をI1,I2 とし、これを対数変換する。その変化分は
生体組織の減光度の変化分ΔAiである。すなわち、 ΔA1= ΔlogI1 ΔA2= ΔlogI2 である。これら生体組織の減光度の変化の原因は、大部
分が組織内血液量の変化によるものである。そして、体
動によるアーテファクトが生じているならば、既述のよ
うに、これらΔA1, ΔA2の中に静脈血の変動によるもの
が含まれている。そこで、これらΔA1, ΔA2をそのまま
用いて、Φ12= ΔA1/ ΔA2を求め、このΦ12と、体動ア
ーテファクトがないとした場合に成立する次の関係式か
ら動脈血の酸素飽和度Saを求めることはできない。 Φ12={Ea1(Ea1+F) }1/2 /{Ea2(Ea2+F) }1/2
【００３３】そこで、これらΔA1, ΔA2をそれぞれ可変
フィルタに通す。この可変フィルタの通過帯域が適切な
値に設定されていれば、そのフィルタ出力ΔA1',ΔA2'
は、体動アーテファクトの周波数成分が除かれているの
で、Φ12= ΔA1'/ΔA2' を求め、上記Φ12の式を用いる
ことができる。
フィルタに通す。この可変フィルタの通過帯域が適切な
値に設定されていれば、そのフィルタ出力ΔA1',ΔA2'
は、体動アーテファクトの周波数成分が除かれているの
で、Φ12= ΔA1'/ΔA2' を求め、上記Φ12の式を用いる
ことができる。
【００３４】ここで、F は既知であり、 Ea1=SaEo1+(1-Sa)Er1 Ea2=SaEo2+(1-Sa)Er2 であるから、Φ12が分かるならば、Saを求めることがで
きる。
きる。
【００３５】請求項２の発明は、請求項１に記載の装置
において、通過帯域設定手段は、脈波に同期する信号を
測定する脈波同期信号測定手段と、この脈波同期信号測
定手段が測定した脈波同期信号と可変フィルタの出力と
の相関を求める相関検出手段と、この相関検出手段が検
出した相関が最大となるように前記可変フィルタの通過
帯域を制御する通過帯域制御手段と、を具備する構成と
した。
において、通過帯域設定手段は、脈波に同期する信号を
測定する脈波同期信号測定手段と、この脈波同期信号測
定手段が測定した脈波同期信号と可変フィルタの出力と
の相関を求める相関検出手段と、この相関検出手段が検
出した相関が最大となるように前記可変フィルタの通過
帯域を制御する通過帯域制御手段と、を具備する構成と
した。
【００３６】この構成によれば、可変フィルタの出力
は、体動アーテファクトの影響が無い脈波同期信号との
相関が最大となるように調整されるので、体動アーテフ
ァクトの要素が除かれたものとなる。ここで２つの波形
の相関とは、例えば２つの波形の相関係数を言い、波形
そのものの相関係数と、波形のスペクトルの相関係数の
２つの場合を含む（以下同様である）。
は、体動アーテファクトの影響が無い脈波同期信号との
相関が最大となるように調整されるので、体動アーテフ
ァクトの要素が除かれたものとなる。ここで２つの波形
の相関とは、例えば２つの波形の相関係数を言い、波形
そのものの相関係数と、波形のスペクトルの相関係数の
２つの場合を含む（以下同様である）。
【００３７】請求項３の発明は、請求項１に記載の装置
において、通過帯域設定手段は、脈波に同期する信号を
測定する脈波同期信号測定手段と、この脈波同期信号測
定手段が測定した脈波に同期する信号の周波数成分を求
めその最大成分の周波数を決定する周波数決定手段と、
この周波数決定手段が決定した周波数に基づいて可変フ
ィルタの通過帯域を制御する通過帯域制御手段と、を具
備する構成とした。
において、通過帯域設定手段は、脈波に同期する信号を
測定する脈波同期信号測定手段と、この脈波同期信号測
定手段が測定した脈波に同期する信号の周波数成分を求
めその最大成分の周波数を決定する周波数決定手段と、
この周波数決定手段が決定した周波数に基づいて可変フ
ィルタの通過帯域を制御する通過帯域制御手段と、を具
備する構成とした。
【００３８】この構成によれば、可変フィルタの通過帯
域は、体動アーテファクトの影響が無い脈波同期信号の
周波数成分のうち最大の周波数が参照されて設定される
のであるから、可変フィルタの出力は体動アーテファク
トの要素が除かれたものとすることができる。
域は、体動アーテファクトの影響が無い脈波同期信号の
周波数成分のうち最大の周波数が参照されて設定される
のであるから、可変フィルタの出力は体動アーテファク
トの要素が除かれたものとすることができる。
【００３９】請求項４に記載の発明は、請求項２または
請求項３に記載の装置において、脈波同期信号測定手段
が測定する信号は心電図信号であることを特徴とする。
請求項３に記載の装置において、脈波同期信号測定手段
が測定する信号は心電図信号であることを特徴とする。
【００４０】請求項５に記載の発明は、生体組織に複数
個の波長の光を照射する光照射手段と、各波長の組織透
過光を光電変換する光電変換手段と、この光電変換手段
が出力する信号の変動に基づいて、生体組織の各波長に
ついての減光度の変化分を検出する減光度変化分検出手
段と、各波長についてこの減光度変化分検出手段の出力
を入力とし、設定された通過帯域の周波数成分を通過さ
せる可変フィルタと、この可変フィルタの通過帯域を段
階的に設定する通過帯域設定手段と、この通過帯域設定
手段により設定された各通過帯域についての前記可変フ
ィルタの出力に基づいて酸素飽和度を求める酸素飽和度
検出手段と、この酸素飽和度検出手段が求めた酸素飽和
度のうち最大値をとるものを選択する最大値選択手段
と、を具備する構成である。
個の波長の光を照射する光照射手段と、各波長の組織透
過光を光電変換する光電変換手段と、この光電変換手段
が出力する信号の変動に基づいて、生体組織の各波長に
ついての減光度の変化分を検出する減光度変化分検出手
段と、各波長についてこの減光度変化分検出手段の出力
を入力とし、設定された通過帯域の周波数成分を通過さ
せる可変フィルタと、この可変フィルタの通過帯域を段
階的に設定する通過帯域設定手段と、この通過帯域設定
手段により設定された各通過帯域についての前記可変フ
ィルタの出力に基づいて酸素飽和度を求める酸素飽和度
検出手段と、この酸素飽和度検出手段が求めた酸素飽和
度のうち最大値をとるものを選択する最大値選択手段
と、を具備する構成である。
【００４１】この構成によれば、予め段階的に設定され
た通過帯域のそれぞれについて、そのフィルタ出力に基
づいて酸素飽和度を求め、その後で、最大の酸素飽和度
を選択するようにした。最大の酸素飽和度を選択する理
由は、上記と同じである。
た通過帯域のそれぞれについて、そのフィルタ出力に基
づいて酸素飽和度を求め、その後で、最大の酸素飽和度
を選択するようにした。最大の酸素飽和度を選択する理
由は、上記と同じである。
【００４２】以下の請求項６乃至請求項１０の発明は、
順次請求項１乃至請求項５にそれぞれ対応する方法の発
明である。
順次請求項１乃至請求項５にそれぞれ対応する方法の発
明である。
【００４３】請求項６に記載の発明は、生体組織に複数
個の波長の光を照射し、各波長の組織透過光を光電変換
し、この光電変換した信号の変動に基づいて、生体組織
の各波長についての減光度変化分信号を検出し、各波長
についてこの減光度変化分信号を、設定した通過帯域の
周波数成分を通過させる可変フィルタに通し、この可変
フィルタの出力に基づいて酸素飽和度を求めるようにし
た。
個の波長の光を照射し、各波長の組織透過光を光電変換
し、この光電変換した信号の変動に基づいて、生体組織
の各波長についての減光度変化分信号を検出し、各波長
についてこの減光度変化分信号を、設定した通過帯域の
周波数成分を通過させる可変フィルタに通し、この可変
フィルタの出力に基づいて酸素飽和度を求めるようにし
た。
【００４４】請求項７に記載の発明は、請求項１に記載
の発明において、可変フィルタの通過帯域は、脈波に同
期する信号と前記可変フィルタの出力との相関が最大と
なるように設定することを特徴としている。
の発明において、可変フィルタの通過帯域は、脈波に同
期する信号と前記可変フィルタの出力との相関が最大と
なるように設定することを特徴としている。
【００４５】請求項８に記載の発明は、請求項１に記載
の発明において、可変フィルタの通過帯域は、脈波に同
期する信号の周波数成分を求めその最大成分の周波数と
なるように設定することを特徴としている。
の発明において、可変フィルタの通過帯域は、脈波に同
期する信号の周波数成分を求めその最大成分の周波数と
なるように設定することを特徴としている。
【００４６】請求項９に記載の発明は、請求項７または
請求項８に記載の発明において、脈波に同期する信号は
心電図信号であることを特徴としている。
請求項８に記載の発明において、脈波に同期する信号は
心電図信号であることを特徴としている。
【００４７】請求項１０に記載の発明は、生体組織に複
数個の波長の光を照射し、各波長の組織透過光を光電変
換し、この光電変換した信号の変動に基づいて、生体組
織の各波長についての減光度の変化分信号を検出し、各
波長についてこの減光度変化分信号を可変フィルタに通
し、この可変フィルタの通過帯域を段階的に設定し、設
定された各通過帯域についての前記可変フィルタの出力
に基づいて酸素飽和度を求め、求めた酸素飽和度のうち
最大値をとるものを選択するようにした。
数個の波長の光を照射し、各波長の組織透過光を光電変
換し、この光電変換した信号の変動に基づいて、生体組
織の各波長についての減光度の変化分信号を検出し、各
波長についてこの減光度変化分信号を可変フィルタに通
し、この可変フィルタの通過帯域を段階的に設定し、設
定された各通過帯域についての前記可変フィルタの出力
に基づいて酸素飽和度を求め、求めた酸素飽和度のうち
最大値をとるものを選択するようにした。
【００４８】
【発明の実施の形態】第１の実施の形態；２波長SpO2測
定装置（組織の厚みの変動は無視、脈波同期信号を参照
してフィルタの帯域を調節） 図１に本実施の形態の構成を示す。光源１は２波長λ1,
λ2 の光を発生する手段であり、駆動部２によって駆動
されるものである。光源１から発生した光は生体組織３
を透過し、その２波長の透過光は光電変換部４でそれぞ
れ光電変換されて電気信号とされ、Ａ／Ｄ変換部５でデ
ジタル信号に変換され、ＣＰＵ（中央処理装置）６で処
理されるようになっている。ＣＰＵ６は上記の各部を制
御するものであり、更にこのＣＰＵ６にはＲＯＭ７、Ｒ
ＡＭ８および表示器９が接続されている。ＲＯＭ７はＣ
ＰＵ６が実行する図２および図３のフローチャートに示
すプログラムが格納されている。ＲＡＭ８はＣＰＵ６が
行う処理の過程で必要なデータを書き込み、それを読み
出すために使用されるものであり、一部はリングバッフ
ァとして使用される。表示器９はＣＰＵ６が行った処理
の結果を表示するためのものである。ＣＰＵ６には、EC
G （心電図信号）検出部１０により検出されたECG がＡ
／Ｄ変換部１１でデジタル信号に変換されて至るように
されている。
定装置（組織の厚みの変動は無視、脈波同期信号を参照
してフィルタの帯域を調節） 図１に本実施の形態の構成を示す。光源１は２波長λ1,
λ2 の光を発生する手段であり、駆動部２によって駆動
されるものである。光源１から発生した光は生体組織３
を透過し、その２波長の透過光は光電変換部４でそれぞ
れ光電変換されて電気信号とされ、Ａ／Ｄ変換部５でデ
ジタル信号に変換され、ＣＰＵ（中央処理装置）６で処
理されるようになっている。ＣＰＵ６は上記の各部を制
御するものであり、更にこのＣＰＵ６にはＲＯＭ７、Ｒ
ＡＭ８および表示器９が接続されている。ＲＯＭ７はＣ
ＰＵ６が実行する図２および図３のフローチャートに示
すプログラムが格納されている。ＲＡＭ８はＣＰＵ６が
行う処理の過程で必要なデータを書き込み、それを読み
出すために使用されるものであり、一部はリングバッフ
ァとして使用される。表示器９はＣＰＵ６が行った処理
の結果を表示するためのものである。ＣＰＵ６には、EC
G （心電図信号）検出部１０により検出されたECG がＡ
／Ｄ変換部１１でデジタル信号に変換されて至るように
されている。
【００４９】このように構成された装置の動作を図２お
よび図３を参照して説明する。ＣＰＵ６は、これらのフ
ローチャートに示す機能の他、２波長の光の電気信号Ii
(i=1,2) を対数変換してその変動分ΔlogIi すなわちΔ
Aiを求める機能およびサンプリング(sampling)パルスと
ピッチ(pitch) パルスを発生する機能を有している。
よび図３を参照して説明する。ＣＰＵ６は、これらのフ
ローチャートに示す機能の他、２波長の光の電気信号Ii
(i=1,2) を対数変換してその変動分ΔlogIi すなわちΔ
Aiを求める機能およびサンプリング(sampling)パルスと
ピッチ(pitch) パルスを発生する機能を有している。
【００５０】サンプリングパルスが発生すると、図２に
示すようにリングバッファ(Ring Buffer) に各波長のΔ
Aiを取り込む処理を行う。このとき、ECG もリングバッ
ファに取り込む。
示すようにリングバッファ(Ring Buffer) に各波長のΔ
Aiを取り込む処理を行う。このとき、ECG もリングバッ
ファに取り込む。
【００５１】ピッチパルスが発生すると、図３に示すよ
うな処理を行う。すなわち、波長数を示すレジスタの内
容を１にして（Ｓ３１）、順次波長λ1 、λ2 のそれぞ
れについてリングバッファに格納されているデータをＲ
ＡＭ８に設定されているスパンデータバッファ(Span da
ta buffer)に１スパンデータ分取り込む（Ｓ３２）。こ
のとき、ECG も同様にＲＡＭに設定されているスパンデ
ータバッファに１スパンデータ分取り込む。
うな処理を行う。すなわち、波長数を示すレジスタの内
容を１にして（Ｓ３１）、順次波長λ1 、λ2 のそれぞ
れについてリングバッファに格納されているデータをＲ
ＡＭ８に設定されているスパンデータバッファ(Span da
ta buffer)に１スパンデータ分取り込む（Ｓ３２）。こ
のとき、ECG も同様にＲＡＭに設定されているスパンデ
ータバッファに１スパンデータ分取り込む。
【００５２】次にフィルタリングを行うのであるが、ま
ずフィルタ定数を初期値に設定する（Ｓ３３）。次のス
テップＳ３４では以下の処理を行う。フィルタ定数から
フィルタ特性(j) を求める。基準とする第２波長に対応
するフィルタ出力ΔA'(2,j) を求める。次にΔA'(2,j)
とECG （脈波同期信号）との相関係数r(j)を求める。フ
ィルタ定数に刻み幅を加える。以上をフィルタ定数が終
了値となるまで繰り返し行う。これにより、フィルタ特
性に対応した相関係数r の列が得られる。
ずフィルタ定数を初期値に設定する（Ｓ３３）。次のス
テップＳ３４では以下の処理を行う。フィルタ定数から
フィルタ特性(j) を求める。基準とする第２波長に対応
するフィルタ出力ΔA'(2,j) を求める。次にΔA'(2,j)
とECG （脈波同期信号）との相関係数r(j)を求める。フ
ィルタ定数に刻み幅を加える。以上をフィルタ定数が終
了値となるまで繰り返し行う。これにより、フィルタ特
性に対応した相関係数r の列が得られる。
【００５３】次のステップＳ３５では、求めたr の列に
おけるr が最大の場合のフィルタ特性を採用する。
おけるr が最大の場合のフィルタ特性を採用する。
【００５４】次のステップＳ３６では、波長数i を１に
設定し、次のステップＳ３７では各波長におけるフィル
タ出力ΔA'(i) を順次求める。ここで各フィルタは前の
ステップにより採用された特性に設定されている。
設定し、次のステップＳ３７では各波長におけるフィル
タ出力ΔA'(i) を順次求める。ここで各フィルタは前の
ステップにより採用された特性に設定されている。
【００５５】こうして求めたフィルタ出力ΔA'1 、ΔA'
2 により、Φ12= ΔA'1/ΔA'2 を求め（Ｓ３８）、この
Φ12と、次の関係から動脈血の酸素飽和度Saを求める
（Ｓ３９）。 Φ12={Ea1(Ea1+F) }1/2 /{Ea2(Ea2+F) }1/2
2 により、Φ12= ΔA'1/ΔA'2 を求め（Ｓ３８）、この
Φ12と、次の関係から動脈血の酸素飽和度Saを求める
（Ｓ３９）。 Φ12={Ea1(Ea1+F) }1/2 /{Ea2(Ea2+F) }1/2
【００５６】上記の実施の形態において、ＣＰＵ６、Ｒ
ＯＭ７およびＲＡＭ８から成るデジタルコンピュータの
機能をブロックに分けて示すと図４に示すようになる。
また、このとき、各部のタイミングチャートは図５に示
すようになる。
ＯＭ７およびＲＡＭ８から成るデジタルコンピュータの
機能をブロックに分けて示すと図４に示すようになる。
また、このとき、各部のタイミングチャートは図５に示
すようになる。
【００５７】上記の実施の形態において、ステップＳ３
４の代わりに、区間毎にECG （脈波同期信号）の周波数
分析をし、その最大成分の周波数を決定し、これに基づ
いてフィルタの特性を決定するステップとしても良い。
すなわちフィルタ通過帯域を、その決定した周波数成分
およびその近辺としても良い。本実施の形態によれば、
体動によるアーテファクトの影響が無い実際の脈波同期
信号を参照してフィルタ特性を決定しているので、正確
な測定を行うことができる。
４の代わりに、区間毎にECG （脈波同期信号）の周波数
分析をし、その最大成分の周波数を決定し、これに基づ
いてフィルタの特性を決定するステップとしても良い。
すなわちフィルタ通過帯域を、その決定した周波数成分
およびその近辺としても良い。本実施の形態によれば、
体動によるアーテファクトの影響が無い実際の脈波同期
信号を参照してフィルタ特性を決定しているので、正確
な測定を行うことができる。
【００５８】第２の実施の形態；３波長SpO2測定装置
（組織の厚みの変動を考慮、脈波同期信号を参照してフ
ィルタの帯域を調節） 本実施の形態の構成は図１に示した構成において、光源
１は３波長λ1,λ2,λ3 の光を発生する点、ＣＰＵ６は
この３波長に関するデータを処理する点で異なっている
が、他の点では同様である。
（組織の厚みの変動を考慮、脈波同期信号を参照してフ
ィルタの帯域を調節） 本実施の形態の構成は図１に示した構成において、光源
１は３波長λ1,λ2,λ3 の光を発生する点、ＣＰＵ６は
この３波長に関するデータを処理する点で異なっている
が、他の点では同様である。
【００５９】このように構成された装置の動作を説明す
る。サンプリングパルスが発生すると、図２に示すよう
にリングバッファに各波長の透過光の減光度の変化分Δ
Aiを取り込む処理、ECG を取り込む処理、を行うことは
第１の実施の形態と同様である。
る。サンプリングパルスが発生すると、図２に示すよう
にリングバッファに各波長の透過光の減光度の変化分Δ
Aiを取り込む処理、ECG を取り込む処理、を行うことは
第１の実施の形態と同様である。
【００６０】ピッチパルスが発生すると、図３に示すよ
うな処理を行う。この図は、第１の実施の形態に用いた
が、第１の実施の形態と異なるのは、第１の実施の形態
の場合、波長数は２であり、本実施の形態の場合、波長
数は３である。従って、ステップＳ３７では３つのフィ
ルタ出力ΔA'1 、ΔA'2 、ΔA'3 が得られる。そしてス
テップＳ３８では、Φ12= ΔA'1/ΔA'2 、Φ32= ΔA'3/
ΔA'2 を求め、ステップＳ３９では、求めたΦ12、Φ32
と次の関係から酸素飽和度S を求める。 Φ12= ΔA1/ ΔA2=[{Ea1(Ea1+F) } 1/2 -Ex1]/[{Ea2(Ea
2+F) }1/2 -Ex2] Φ32= ΔA3/ ΔA2=[{Ea3(Ea3+F) } 1/2 -Ex3]/[{Ea2(Ea
2+F) }1/2 -Ex2] 上記の実施の形態において、ＣＰＵ６、ＲＯＭ７および
ＲＡＭ８から成るデジタルコンピュータの機能をブロッ
クに分けて示すと図６に示すようになる。また、このと
き、各部のタイミングチャートは第１の実施の形態と同
じ図５に示すようになる。
うな処理を行う。この図は、第１の実施の形態に用いた
が、第１の実施の形態と異なるのは、第１の実施の形態
の場合、波長数は２であり、本実施の形態の場合、波長
数は３である。従って、ステップＳ３７では３つのフィ
ルタ出力ΔA'1 、ΔA'2 、ΔA'3 が得られる。そしてス
テップＳ３８では、Φ12= ΔA'1/ΔA'2 、Φ32= ΔA'3/
ΔA'2 を求め、ステップＳ３９では、求めたΦ12、Φ32
と次の関係から酸素飽和度S を求める。 Φ12= ΔA1/ ΔA2=[{Ea1(Ea1+F) } 1/2 -Ex1]/[{Ea2(Ea
2+F) }1/2 -Ex2] Φ32= ΔA3/ ΔA2=[{Ea3(Ea3+F) } 1/2 -Ex3]/[{Ea2(Ea
2+F) }1/2 -Ex2] 上記の実施の形態において、ＣＰＵ６、ＲＯＭ７および
ＲＡＭ８から成るデジタルコンピュータの機能をブロッ
クに分けて示すと図６に示すようになる。また、このと
き、各部のタイミングチャートは第１の実施の形態と同
じ図５に示すようになる。
【００６１】この実施の形態においても、第１の実施の
形態で説明したように、ステップＳ３４の代わりに、区
間毎にECG （脈波同期信号）の周波数分析をし、その最
大成分の周波数を決定し、これに基づいてフィルタの特
性を決定するステップとしても良い。
形態で説明したように、ステップＳ３４の代わりに、区
間毎にECG （脈波同期信号）の周波数分析をし、その最
大成分の周波数を決定し、これに基づいてフィルタの特
性を決定するステップとしても良い。
【００６２】本実施の形態によれば、体動によるアーテ
ファクトの影響が無い実際の脈波同期信号を参照してフ
ィルタ特性を決定しているので、正確な測定を行うこと
ができる。
ファクトの影響が無い実際の脈波同期信号を参照してフ
ィルタ特性を決定しているので、正確な測定を行うこと
ができる。
【００６３】第３の実施の形態；２波長SpO2測定装置
（組織の厚みの変動は無視、フィルタの帯域を逐次変え
て調節） 図７に本実施の形態の構成を示す。第１の実施の形態と
異なるのは、心電図信号検出部を備えず、ＣＰＵ６は、
ＲＯＭ７に格納された図８のフローチャートに示すプロ
グラムに基づいて、処理を行う点である。
（組織の厚みの変動は無視、フィルタの帯域を逐次変え
て調節） 図７に本実施の形態の構成を示す。第１の実施の形態と
異なるのは、心電図信号検出部を備えず、ＣＰＵ６は、
ＲＯＭ７に格納された図８のフローチャートに示すプロ
グラムに基づいて、処理を行う点である。
【００６４】このように構成された装置の動作を説明す
る。サンプリングパルスが発生すると、図２に示したよ
うにリングバッファに各波長の透過光の減光度の変化分
ΔAiを取り込む処理を行うことは第１の実施の形態と同
様である。
る。サンプリングパルスが発生すると、図２に示したよ
うにリングバッファに各波長の透過光の減光度の変化分
ΔAiを取り込む処理を行うことは第１の実施の形態と同
様である。
【００６５】ピッチパルスが発生すると、図８に示すよ
うな処理を行う。この図に示すように、波長数を示すレ
ジスタの内容を１にして（Ｓ８１）、順次波長λ1 、λ
2 のそれぞれについてリングバッファに格納されている
データをＲＡＭ８に設定されているスパンデータバッフ
ァ(Span data buffer)に取り込む（Ｓ８２）。
うな処理を行う。この図に示すように、波長数を示すレ
ジスタの内容を１にして（Ｓ８１）、順次波長λ1 、λ
2 のそれぞれについてリングバッファに格納されている
データをＲＡＭ８に設定されているスパンデータバッフ
ァ(Span data buffer)に取り込む（Ｓ８２）。
【００６６】次にフィルタ定数を初期値に設定し（Ｓ８
３）、フィルタ特性を逐次変更してフィルタリングを行
い、各フィルタ特性におけるフィルタ出力ΔA'1 、ΔA'
2から各Φ12を求め、各Φ12から酸素飽和度S を求めてS
の列を求める（Ｓ８４）。その中で最大値を採用しこ
れを表示器９に表示する（Ｓ８５）。
３）、フィルタ特性を逐次変更してフィルタリングを行
い、各フィルタ特性におけるフィルタ出力ΔA'1 、ΔA'
2から各Φ12を求め、各Φ12から酸素飽和度S を求めてS
の列を求める（Ｓ８４）。その中で最大値を採用しこ
れを表示器９に表示する（Ｓ８５）。
【００６７】本実施の形態によれば、脈波同期信号を検
出する手段が不要であるので、構成が簡単である。
出する手段が不要であるので、構成が簡単である。
【００６８】上記の実施の形態において、ＣＰＵ６、Ｒ
ＯＭ７およびＲＡＭ８から成るデジタルコンピュータの
機能をブロックに分けて示すと図９に示すようになる。
また、このとき、各部のタイミングチャートは第１の実
施の形態と同じ図５に示すようになる。
ＯＭ７およびＲＡＭ８から成るデジタルコンピュータの
機能をブロックに分けて示すと図９に示すようになる。
また、このとき、各部のタイミングチャートは第１の実
施の形態と同じ図５に示すようになる。
【００６９】第４の実施の形態；３波長SpO2測定装置
（組織の厚みの変動を考慮、フィルタの帯域を逐次変え
て調節） 本実施の形態の構成は図７に示した構成において、光源
１は３波長λ1,λ2,λ3 の光を発生する点、ＣＰＵ６は
この３波長に関するデータを処理する点で異なっている
が、他の点では同様である。
（組織の厚みの変動を考慮、フィルタの帯域を逐次変え
て調節） 本実施の形態の構成は図７に示した構成において、光源
１は３波長λ1,λ2,λ3 の光を発生する点、ＣＰＵ６は
この３波長に関するデータを処理する点で異なっている
が、他の点では同様である。
【００７０】このように構成された装置の動作も第３の
実施の形態と殆ど同様である。第３の実施の形態と異な
るのは、第３の実施の形態の場合、波長数は２であり、
本実施の形態の場合、波長数は３である。従って、ステ
ップＳ８４では各フィルタ特性におけるフィルタ出力Δ
A'1 、ΔA'2 、ΔA'3 を求め、Φ12= ΔA'1/ΔA'2 、Φ
32= ΔA'3/ΔA'2 を求め、求めたΦ12、Φ32と次の関係
から酸素飽和度S を求める。 Φ12= ΔA1/ ΔA2=[{Ea1(Ea1+F) } 1/2 -Ex1]/[{Ea2(Ea
2+F) }1/2 -Ex2] Φ32= ΔA3/ ΔA2=[{Ea3(Ea3+F) } 1/2 -Ex3]/[{Ea2(Ea
2+F) }1/2 -Ex2]
実施の形態と殆ど同様である。第３の実施の形態と異な
るのは、第３の実施の形態の場合、波長数は２であり、
本実施の形態の場合、波長数は３である。従って、ステ
ップＳ８４では各フィルタ特性におけるフィルタ出力Δ
A'1 、ΔA'2 、ΔA'3 を求め、Φ12= ΔA'1/ΔA'2 、Φ
32= ΔA'3/ΔA'2 を求め、求めたΦ12、Φ32と次の関係
から酸素飽和度S を求める。 Φ12= ΔA1/ ΔA2=[{Ea1(Ea1+F) } 1/2 -Ex1]/[{Ea2(Ea
2+F) }1/2 -Ex2] Φ32= ΔA3/ ΔA2=[{Ea3(Ea3+F) } 1/2 -Ex3]/[{Ea2(Ea
2+F) }1/2 -Ex2]
【００７１】上記の実施の形態において、ＣＰＵ６、Ｒ
ＯＭ７およびＲＡＭ８から成るデジタルコンピュータの
機能をブロックに分けて示すと図１０に示すようにな
る。また、このとき、各部のタイミングチャートは第１
の実施の形態と同じ図５に示すようになる。
ＯＭ７およびＲＡＭ８から成るデジタルコンピュータの
機能をブロックに分けて示すと図１０に示すようにな
る。また、このとき、各部のタイミングチャートは第１
の実施の形態と同じ図５に示すようになる。
【００７２】本実施の形態によれば、脈波同期信号を検
出する手段が不要であるので、構成が簡単である。
出する手段が不要であるので、構成が簡単である。
【００７３】
【発明の効果】本発明によれば、多波長、多成分の測定
においても、体動アーテファクトの影響を受けないで正
確に酸素飽和度を測定することができる。また、組織の
厚さの変動を考慮した場合にも適用できるパルスオキシ
メータを提供することができる。
においても、体動アーテファクトの影響を受けないで正
確に酸素飽和度を測定することができる。また、組織の
厚さの変動を考慮した場合にも適用できるパルスオキシ
メータを提供することができる。
【図１】第１の実施の形態の装置の全体構成を示す図。
【図２】第１の実施の形態の装置の動作を説明するため
のフローチャート。
のフローチャート。
【図３】第１の実施の形態の装置の動作を説明するため
のフローチャート。
のフローチャート。
【図４】第１の実施の形態の装置におけるデジタルコン
ピュータの機能を示すブロック図。
ピュータの機能を示すブロック図。
【図５】図４に示す各ブロックの動作を説明するための
タイミングチャート。
タイミングチャート。
【図６】第２の実施の形態の装置におけるデジタルコン
ピュータの機能を示すブロック図。
ピュータの機能を示すブロック図。
【図７】第３の実施の形態の装置の全体構成を示す図。
【図８】第３の実施の形態の装置の動作を説明するため
のフローチャート。
のフローチャート。
【図９】第３の実施の形態の装置におけるデジタルコン
ピュータの機能を示すブロック図。
ピュータの機能を示すブロック図。
【図１０】第４の実施の形態の装置におけるデジタルコ
ンピュータの機能を示すブロック図。
ンピュータの機能を示すブロック図。
１ 光源 ２ 駆動部 ４ 光電変換部 ５ Ａ／Ｄ変換部 ６ ＣＰＵ ７ ＲＯＭ ８ ＲＡＭ ９ 表示器 １０ ECG 検出部
Claims (10)
- 【請求項１】 生体組織に複数個の波長の光を照射する
光照射手段と、 各波長の組織透過光を光電変換する光電変換手段と、 この光電変換手段が出力する信号の変動に基づいて、生
体組織の各波長についての減光度の変化分を検出する減
光度変化分検出手段と、 各波長についてこの減光度変化分検出手段の出力を入力
とし、設定された通過帯域の周波数成分を通過させる可
変フィルタと、 この可変フィルタの通過帯域を設定する通過帯域設定手
段と、 前記可変フィルタの出力に基づいて酸素飽和度を求める
酸素飽和度検出手段とを具備する体動ノイズ除去パルス
オキシメトリの装置。 - 【請求項２】 通過帯域設定手段は、 脈波に同期する信号を測定する脈波同期信号測定手段
と、 この脈波同期信号測定手段が測定した脈波同期信号と可
変フィルタの出力との相関を求める相関検出手段と、 この相関検出手段が検出した相関が最大となるように前
記可変フィルタの通過帯域を制御する通過帯域制御手段
と、 を具備することを特徴とする請求項１に記載の体動ノイ
ズ除去パルスオキシメトリの装置。 - 【請求項３】 通過帯域設定手段は、 脈波に同期する信号を測定する脈波同期信号測定手段
と、 この脈波同期信号測定手段が測定した脈波に同期する信
号の周波数成分を求めその最大成分の周波数を決定する
周波数決定手段と、 この周波数決定手段が決定した周波数に基づいて可変フ
ィルタの通過帯域を制御する通過帯域制御手段と、 を具備することを特徴とする請求項１に記載の体動ノイ
ズ除去パルスオキシメトリの装置。 - 【請求項４】 脈波同期信号測定手段が測定する信号は
心電図信号であることを特徴とする請求項２または請求
項３に記載の体動ノイズ除去パルスオキシメトリの装
置。 - 【請求項５】 生体組織に複数個の波長の光を照射する
光照射手段と、 各波長の組織透過光を光電変換する光電変換手段と、 この光電変換手段が出力する信号の変動に基づいて、生
体組織の各波長についての減光度の変化分を検出する減
光度変化分検出手段と、 各波長についてこの減光度変化分検出手段の出力を入力
とし、設定された通過帯域の周波数成分を通過させる可
変フィルタと、 この可変フィルタの通過帯域を段階的に設定する通過帯
域設定手段と、 この通過帯域設定手段により設定された各通過帯域につ
いての前記可変フィルタの出力に基づいて酸素飽和度を
求める酸素飽和度検出手段と、 この酸素飽和度検出手段が求めた酸素飽和度のうち最大
値をとるものを選択する最大値選択手段と、を具備する
体動ノイズ除去パルスオキシメトリの装置。 - 【請求項６】 生体組織に複数個の波長の光を照射し、 各波長の組織透過光を光電変換し、 この光電変換した信号の変動に基づいて、生体組織の各
波長についての減光度変化分信号を検出し、 各波長についてこの減光度変化分信号を、設定した通過
帯域の周波数成分を通過させる可変フィルタに通し、 この可変フィルタの出力に基づいて酸素飽和度を求める
体動ノイズ除去パルスオキシメトリの方法。 - 【請求項７】 可変フィルタの通過帯域は、脈波に同期
する信号と前記可変フィルタの出力との相関が最大とな
るように設定することを特徴とする請求項１に記載の体
動ノイズ除去パルスオキシメトリの方法。 - 【請求項８】 可変フィルタの通過帯域は、脈波に同期
する信号の周波数成分を求めその最大成分の周波数とな
るように設定することを特徴とする請求項１に記載の体
動ノイズ除去パルスオキシメトリの方法。 - 【請求項９】 脈波に同期する信号は心電図信号である
ことを特徴とする請求項７または請求項８に記載の体動
ノイズ除去パルスオキシメトリの方法。 - 【請求項１０】 生体組織に複数個の波長の光を照射
し、 各波長の組織透過光を光電変換し、 この光電変換した信号の変動に基づいて、生体組織の各
波長についての減光度の変化分信号を検出し、 各波長についてこの減光度変化分信号を可変フィルタに
通し、 この可変フィルタの通過帯域を段階的に設定し、 設定された各通過帯域についての前記可変フィルタの出
力に基づいて酸素飽和度を求め、 求めた酸素飽和度のうち最大値をとるものを選択する体
動ノイズ除去パルスオキシメトリの方法。
Priority Applications (1)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| JP10023048A JPH11216133A (ja) | 1998-02-04 | 1998-02-04 | 体動ノイズ除去パルスオキシメトリの装置および方法 |
Applications Claiming Priority (1)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| JP10023048A JPH11216133A (ja) | 1998-02-04 | 1998-02-04 | 体動ノイズ除去パルスオキシメトリの装置および方法 |
Publications (1)
| Publication Number | Publication Date |
|---|---|
| JPH11216133A true JPH11216133A (ja) | 1999-08-10 |
Family
ID=12099577
Family Applications (1)
| Application Number | Title | Priority Date | Filing Date |
|---|---|---|---|
| JP10023048A Pending JPH11216133A (ja) | 1998-02-04 | 1998-02-04 | 体動ノイズ除去パルスオキシメトリの装置および方法 |
Country Status (1)
| Country | Link |
|---|---|
| JP (1) | JPH11216133A (ja) |
Cited By (4)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| US7206621B2 (en) | 2003-08-27 | 2007-04-17 | Nihon Kohden Corporation | Pulse oximeter |
| JP2007523715A (ja) * | 2004-02-25 | 2007-08-23 | ネルコアー ピューリタン ベネット インコーポレイテッド | 酸素濃度計クロストーク減少 |
| US8024021B2 (en) | 2005-08-30 | 2011-09-20 | Nihon Kohden Corporation | Time-segmented pulse oximetry and pulse oximeter performing the same |
| JP2021180876A (ja) * | 2015-06-26 | 2021-11-25 | アールディーエス エスエーエス | 非侵襲的酸素飽和度測定方法 |
-
1998
- 1998-02-04 JP JP10023048A patent/JPH11216133A/ja active Pending
Cited By (5)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| US7206621B2 (en) | 2003-08-27 | 2007-04-17 | Nihon Kohden Corporation | Pulse oximeter |
| JP2007523715A (ja) * | 2004-02-25 | 2007-08-23 | ネルコアー ピューリタン ベネット インコーポレイテッド | 酸素濃度計クロストーク減少 |
| JP4701235B2 (ja) * | 2004-02-25 | 2011-06-15 | ネルコー ピューリタン ベネット エルエルシー | 酸素濃度計クロストーク減少 |
| US8024021B2 (en) | 2005-08-30 | 2011-09-20 | Nihon Kohden Corporation | Time-segmented pulse oximetry and pulse oximeter performing the same |
| JP2021180876A (ja) * | 2015-06-26 | 2021-11-25 | アールディーエス エスエーエス | 非侵襲的酸素飽和度測定方法 |
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Legal Events
| Date | Code | Title | Description |
|---|---|---|---|
| A977 | Report on retrieval |
Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: A971007 Effective date: 20041028 |
|
| A131 | Notification of reasons for refusal |
Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: A131 Effective date: 20041102 |
|
| A02 | Decision of refusal |
Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: A02 Effective date: 20050607 |