JPS58143243A - 非観血式血中色素測定装置 - Google Patents
非観血式血中色素測定装置Info
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- JPS58143243A JPS58143243A JP57026639A JP2663982A JPS58143243A JP S58143243 A JPS58143243 A JP S58143243A JP 57026639 A JP57026639 A JP 57026639A JP 2663982 A JP2663982 A JP 2663982A JP S58143243 A JPS58143243 A JP S58143243A
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- A—HUMAN NECESSITIES
- A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
- A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
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- A61B5/145—Measuring characteristics of blood in vivo, e.g. gas concentration, pH value; Measuring characteristics of body fluids or tissues, e.g. interstitial fluid, cerebral tissue
- A61B5/1455—Measuring characteristics of blood in vivo, e.g. gas concentration, pH value; Measuring characteristics of body fluids or tissues, e.g. interstitial fluid, cerebral tissue using optical sensors, e.g. spectral photometrical oximeters
- A61B5/14551—Measuring characteristics of blood in vivo, e.g. gas concentration, pH value; Measuring characteristics of body fluids or tissues, e.g. interstitial fluid, cerebral tissue using optical sensors, e.g. spectral photometrical oximeters for measuring blood gases
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- G—PHYSICS
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- G01N—INVESTIGATING OR ANALYSING MATERIALS BY DETERMINING THEIR CHEMICAL OR PHYSICAL PROPERTIES
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- G01J—MEASUREMENT OF INTENSITY, VELOCITY, SPECTRAL CONTENT, POLARISATION, PHASE OR PULSE CHARACTERISTICS OF INFRARED, VISIBLE OR ULTRAVIOLET LIGHT; COLORIMETRY; RADIATION PYROMETRY
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- G01N2201/124—Sensitivity
- G01N2201/1245—Averaging several measurements
Abstract
(57)【要約】本公報は電子出願前の出願データであるた
め要約のデータは記録されません。
め要約のデータは記録されません。
Description
【発明の詳細な説明】
技術分野
本発明は非観血式オキシメータや、非観的式血中色素濃
度計等の非観血式血中色素測定装置に関する。
度計等の非観血式血中色素測定装置に関する。
従来技術
血中のヘモグロビン、酸化ヘモグロビン、ビリルビン、
又は血中注入色素等の種々の血中色素の量に関する情報
を非観血的に測定することにより血液組成に関する情報
を得る装置はすでに知られている。
又は血中注入色素等の種々の血中色素の量に関する情報
を非観血的に測定することにより血液組成に関する情報
を得る装置はすでに知られている。
例えば、血中の総ヘモグロビンに対する酸化ヘモグロビ
ンの比を表わす血中酸素飽和度全測定する非観血式オキ
シメータとして、ヘモグロビンと酸化ヘモグロビンに対
する吸収係数が等しい第一の波長ど上記吸収係数の差又
は比が大きい第二の波長の二種の波長の光について、そ
わ、それ生体の被測定部を介した光の強度全検出する光
電変換部と、この光電変換部の出力からその交流成分の
相対的な変化幅の大きさの情報を上記二種の波長につき
それぞれ抽出する第1の演勢一部と、この第1の演算部
による」二記二種の波長についての二つの演9.結果π
基き、この二つの演算結果の比の一次関数を求める8(
九2の演算部とを有し、この第2の演算部の出力に基き
血中酸素飽和度を求めるものが知られている。
ンの比を表わす血中酸素飽和度全測定する非観血式オキ
シメータとして、ヘモグロビンと酸化ヘモグロビンに対
する吸収係数が等しい第一の波長ど上記吸収係数の差又
は比が大きい第二の波長の二種の波長の光について、そ
わ、それ生体の被測定部を介した光の強度全検出する光
電変換部と、この光電変換部の出力からその交流成分の
相対的な変化幅の大きさの情報を上記二種の波長につき
それぞれ抽出する第1の演勢一部と、この第1の演算部
による」二記二種の波長についての二つの演9.結果π
基き、この二つの演算結果の比の一次関数を求める8(
九2の演算部とを有し、この第2の演算部の出力に基き
血中酸素飽和度を求めるものが知られている。
しかしながら、上記のオキシメータは、酸素飽和度が高
い場合は正確な画定が可能であるが、酸素飽和度が低い
場合、その測定に誤差が生じる傾向にあることが報告さ
れている。
い場合は正確な画定が可能であるが、酸素飽和度が低い
場合、その測定に誤差が生じる傾向にあることが報告さ
れている。
発明の目的・要旨
本発明の目的は、上記の欠点を解消し、曲中色素量の広
い範囲の変化に対し正確な測定を行うことができる非観
的式血中色素測定装置を提供することにある。
い範囲の変化に対し正確な測定を行うことができる非観
的式血中色素測定装置を提供することにある。
そして、その特徴とするところは、上記の第1の演算部
による二種の波長についての二つの演算結果に基き、こ
の二つの演算結果の比のi次関数を求めるのに換えて、
」二記二つの演算結果の比の二乗の値の一次関数又はそ
の近似値を求めるようにしたことにある。
による二種の波長についての二つの演算結果に基き、こ
の二つの演算結果の比のi次関数を求めるのに換えて、
」二記二つの演算結果の比の二乗の値の一次関数又はそ
の近似値を求めるようにしたことにある。
実施例
第1図は、本発明の第1実施例のブロック図を示す。第
1ヅにおいて広い波長域の光を含む光源(1)より出た
光は、生体の被測定部(2)全透過し、それぞれ干渉フ
ィルター(3)、(4)ニ入射する。干渉フィルター(
3)の中心波長χ1Viヘモグロビンおよび酸化ヘモグ
ロビンの吸収係数が等しい波長に選ばれており、一方、
干渉フィルター(4)の中心波長χ2は上記吸収係数の
差又は比が大きい波長に選ばれている。従って光電変換
部(5)、 (6)はそれぞれ波長χ1゜χ2について
透過光の強度を検出する。被測定部(2)全通過する光
は、肉組織、骨、静脈血、動脈血等によって吸収される
が、このうち動脈血の量は心拍動によって変化している
ため、光電変換部(5)。
1ヅにおいて広い波長域の光を含む光源(1)より出た
光は、生体の被測定部(2)全透過し、それぞれ干渉フ
ィルター(3)、(4)ニ入射する。干渉フィルター(
3)の中心波長χ1Viヘモグロビンおよび酸化ヘモグ
ロビンの吸収係数が等しい波長に選ばれており、一方、
干渉フィルター(4)の中心波長χ2は上記吸収係数の
差又は比が大きい波長に選ばれている。従って光電変換
部(5)、 (6)はそれぞれ波長χ1゜χ2について
透過光の強度を検出する。被測定部(2)全通過する光
は、肉組織、骨、静脈血、動脈血等によって吸収される
が、このうち動脈血の量は心拍動によって変化している
ため、光電変換部(5)。
(6)の出力は第2図の様に直流成分に交流成分が重畳
した形になっている。第1演算部(7)、 (8)は波
長χ1.χ2につきそれぞれ交流成分の相対的な変化幅
の大きさの情報を抽出する。第1演算部(7)、 (8
)の出力はそれぞれ二乗回路(9)、 (10)で二乗
され、割算回路(11)によりその比が求められる。こ
のようにし、て求められた第1演算部(7L (8)の
出力の比の二乗の値は、−次関数演算回路(12)に入
力され、定数A1を乗じられるとともに定数Bxk加算
される。
した形になっている。第1演算部(7)、 (8)は波
長χ1.χ2につきそれぞれ交流成分の相対的な変化幅
の大きさの情報を抽出する。第1演算部(7)、 (8
)の出力はそれぞれ二乗回路(9)、 (10)で二乗
され、割算回路(11)によりその比が求められる。こ
のようにし、て求められた第1演算部(7L (8)の
出力の比の二乗の値は、−次関数演算回路(12)に入
力され、定数A1を乗じられるとともに定数Bxk加算
される。
そしてこの結果が酸素飽和度として適当なメータ 5−
一又はデジタル表示回路にて表示さね、る。
今少し詳しく説明すると、本発明では、光が生体−t
g+て測定ζ:Pるとき、動脈血による散乱の影響があ
るものとし、かつ生体の光路長が充分長いとともに散乱
係数が吸収係数に比べ充分大きいものと考え、光電変換
部(5)、 (6)の出力E1. E2が次の式で表わ
されるものとした。
g+て測定ζ:Pるとき、動脈血による散乱の影響があ
るものとし、かつ生体の光路長が充分長いとともに散乱
係数が吸収係数に比べ充分大きいものと考え、光電変換
部(5)、 (6)の出力E1. E2が次の式で表わ
されるものとした。
E2= K2 Io2 FT、 D2 e ”E(d”
Δd)(2)但し、Kl 、 K2は光電、変換素子に
よって決まる定数、Io、、 Io2σそれぞれ波長χ
1の光と波長λ2の光の入射光強度、FT ”T2は
それぞれ波長χ1.χ2におけ1+ る動脈血以外の物質の透過率、D、’、D2はそれぞれ
波長χ1.χ2における動脈血の散乱係数と吸収係数に
よって決まる定数、gt+ β2はそれぞれ波長λ1゜
χ2 における動脈血の散乱係数と総ヘモグロビン濃度
によって決捷る定数、β1.β2ばλ1.χ2における
動脈血の吸光係数、d&−を動脈血の平均的な厚み、6
− Δd眞rその時間的な変動分である。
Δd)(2)但し、Kl 、 K2は光電、変換素子に
よって決まる定数、Io、、 Io2σそれぞれ波長χ
1の光と波長λ2の光の入射光強度、FT ”T2は
それぞれ波長χ1.χ2におけ1+ る動脈血以外の物質の透過率、D、’、D2はそれぞれ
波長χ1.χ2における動脈血の散乱係数と吸収係数に
よって決まる定数、gt+ β2はそれぞれ波長λ1゜
χ2 における動脈血の散乱係数と総ヘモグロビン濃度
によって決捷る定数、β1.β2ばλ1.χ2における
動脈血の吸光係数、d&−を動脈血の平均的な厚み、6
− Δd眞rその時間的な変動分である。
第1演算部(7)及び(8)はそれぞれ具1木的にに一
筆3、第4、第5図のいすね、かによって構成づれる。
筆3、第4、第5図のいすね、かによって構成づれる。
すなわち、第3図の回路に、光電4変換部の出力の対数
をとる対数変換回路(13)と、光*変換部の出力の直
流成分を・分離しこの対数をとるためのローパスフィル
タ(14)及び対数変換回路(15)と、(13)の出
力から(15)の出力を引ぐ差動増幅器(16)とを有
し、光電変換部の直流成分に対する全成分の比の対数を
求めるものである。また、浦1,4図の回路は光重、変
換部の出力の交流成分を分−する・・イパスフィルタ(
17)と、割算回路(18) k有し、光%′変換部の
出力の全成分に対する交流成分の比を求めるものである
。さらに築5図は光電変換部の出力の対数をとる対数変
換回路(19) 、!:その出力の交流成分をとるバイ
パスフィルター(20)(i7有する。いずねの回路も
、近似の程度に差けあるが、実質的には光電1変換部の
出力の交流成分の相対的な変化幅の大きさの情報を求め
るものである。
をとる対数変換回路(13)と、光*変換部の出力の直
流成分を・分離しこの対数をとるためのローパスフィル
タ(14)及び対数変換回路(15)と、(13)の出
力から(15)の出力を引ぐ差動増幅器(16)とを有
し、光電変換部の直流成分に対する全成分の比の対数を
求めるものである。また、浦1,4図の回路は光重、変
換部の出力の交流成分を分−する・・イパスフィルタ(
17)と、割算回路(18) k有し、光%′変換部の
出力の全成分に対する交流成分の比を求めるものである
。さらに築5図は光電変換部の出力の対数をとる対数変
換回路(19) 、!:その出力の交流成分をとるバイ
パスフィルター(20)(i7有する。いずねの回路も
、近似の程度に差けあるが、実質的には光電1変換部の
出力の交流成分の相対的な変化幅の大きさの情報を求め
るものである。
すなわち、第1図の第1演算部(7) 、 (8)の出
力EJ+E、σそれそわ次のようになる。
力EJ+E、σそれそわ次のようになる。
Ea−g+蒲Δd(3)
Ei”−gg五CΔd(4)
第6図は2乗回路(9)及び(]0)をそれぞれ構成す
る具体的回路ケ示す。第6図において、(21)は整r
11i:うになる。
る具体的回路ケ示す。第6図において、(21)は整r
11i:うになる。
Es−(gxΔd)2β1(5)
E6= (g2Δd)R2(6)
捷た、割算回路(11)の出力R7ハ次のようになる。
なお、β1.R2は次のようニ表わさhる。
β、 = c (S (a、(HbO□) −al (
Hb))+a、()fb) ) (8)β2= c (
S(R2(Hbo2) −R2(Hb) + R2(H
b)’) (91但し、al (f(bOJ + R2
(Hb02)Hそれぞれ波長χ1.χ2における酸化ヘ
モグロビンの吸光係数、a、(Hb)+a2(Hb)u
それぞれ波長χ1.χ2におけるヘモグロビンの吸光係
数、Cは動脈血中のヘモグロビンと酸化ヘモグロビンを
合わせた総ヘモグロビン濃i、Sは動脈血の酸素飽和度
である。
Hb))+a、()fb) ) (8)β2= c (
S(R2(Hbo2) −R2(Hb) + R2(H
b)’) (91但し、al (f(bOJ + R2
(Hb02)Hそれぞれ波長χ1.χ2における酸化ヘ
モグロビンの吸光係数、a、(Hb)+a2(Hb)u
それぞれ波長χ1.χ2におけるヘモグロビンの吸光係
数、Cは動脈血中のヘモグロビンと酸化ヘモグロビンを
合わせた総ヘモグロビン濃i、Sは動脈血の酸素飽和度
である。
fi、χ1の波長の選び方よりa 1(Hb02 )
= a t(Hb )であるから、(8)式は次のよう
になる。
= a t(Hb )であるから、(8)式は次のよう
になる。
β+ = Cat(Hb)
(10)(7)、 (9)、(1,0)式より、従っ
て R2(Hb) a 2 (Hbo 2 ) a 2 (T(b )
(12)ここで とおくと、(12)式は次のように書ける。
(10)(7)、 (9)、(1,0)式より、従っ
て R2(Hb) a 2 (Hbo 2 ) a 2 (T(b )
(12)ここで とおくと、(12)式は次のように書ける。
すなわち、酸素飽和度Sば、第1の演算部(7) 、
(8)の出力の比の二乗、(E+/Ea)の−次関数と
して計算できる。(12)はこの−次関数の演算を行う
もので、その具体的な回路例を第7図に示す○このとき
、第7図の回路の定数を次のように決めておくことによ
り酸素飽和度S([−求めることができるe 2 一−=A。
(8)の出力の比の二乗、(E+/Ea)の−次関数と
して計算できる。(12)はこの−次関数の演算を行う
もので、その具体的な回路例を第7図に示す○このとき
、第7図の回路の定数を次のように決めておくことによ
り酸素飽和度S([−求めることができるe 2 一−=A。
R1
2
一□・(−V3)=BI
1
A、、B、ば(13)、(14〕式の値を用いる。
第8図は本発明の第2の実施例であり、第1図と共通の
部分については同一番号を付し説明を省略する。第8図
の実施例は、第1演算部の出力をそれぞれ二乗して割算
するかわりに、捷ず、割算回路(22)にて割算し、そ
の出力を2乗回路(23)で二乗し、でいるものであり
、他は第1図と同じ構成である。二乗回路(23)は第
6図に示したものでよい。割算回路(22)の出力E8
げ次のようV?:表わされ一10’− る。
部分については同一番号を付し説明を省略する。第8図
の実施例は、第1演算部の出力をそれぞれ二乗して割算
するかわりに、捷ず、割算回路(22)にて割算し、そ
の出力を2乗回路(23)で二乗し、でいるものであり
、他は第1図と同じ構成である。二乗回路(23)は第
6図に示したものでよい。割算回路(22)の出力E8
げ次のようV?:表わされ一10’− る。
捷た二乗回路(23)の出力E9は次のように表わこれ
これは、(7)式と同じである。
これは、(7)式と同じである。
また、第1図VCおける(9)、 (10)、 (11
)又は第8図における(22) 、 (23)をj7!
9図のごとき一体の2乗兼割嘗回路として構成すること
も可能である。第9図において整流及び平滑回路(24
うには第1演算部(7)の出力が、′1′だ整流及び平
滑回路(25)にに第1演算部(8)の出力がそれぞれ
入力される。第9図中の差動増幅器の利得を2倍にして
おけば、出力(26)には、 が得られる。
)又は第8図における(22) 、 (23)をj7!
9図のごとき一体の2乗兼割嘗回路として構成すること
も可能である。第9図において整流及び平滑回路(24
うには第1演算部(7)の出力が、′1′だ整流及び平
滑回路(25)にに第1演算部(8)の出力がそれぞれ
入力される。第9図中の差動増幅器の利得を2倍にして
おけば、出力(26)には、 が得られる。
次に本発明の1π3の実施例を第10図に示す。第8図
と共通の構成については同一番号ライ」シ説明を省略す
る。第3実施例は、酸素飽和度が50%以上のときVC
は(15)式が以下のような折れ線で近似できることに
基き構成これたものである。
と共通の構成については同一番号ライ」シ説明を省略す
る。第3実施例は、酸素飽和度が50%以上のときVC
は(15)式が以下のような折れ線で近似できることに
基き構成これたものである。
i) E4/EJ<Mのとき
E。
it) E、/E3≧Mのとき
E。
但し、A2.B2.A3.Mは定数である。第10図に
お1演算部の出力の比、Ea/Eaに対し一次演算を施
す回路であり、第11図にその具体例を示す。(27)
Kは割算回路(22)の出力、Ea/Ea が入力され
る。
お1演算部の出力の比、Ea/Eaに対し一次演算を施
す回路であり、第11図にその具体例を示す。(27)
Kは割算回路(22)の出力、Ea/Ea が入力され
る。
この入力は正である。また28には、所定の負の電圧■
5が入力される。この電圧はM−−V5 となるよう決
めておく。E、/E3<−V5のとき、差動増幅器(O
P2)の出力はゼロで、差動増幅器(OP3)には差動
増幅器(OP s )の出力のみが入力される。
5が入力される。この電圧はM−−V5 となるよう決
めておく。E、/E3<−V5のとき、差動増幅器(O
P2)の出力はゼロで、差動増幅器(OP3)には差動
増幅器(OP s )の出力のみが入力される。
(OPl)の出力は、入力E*/E3 に対し4
となるよう可変抵抗(VH2)及び(VH2)が設定さ
れている。従ってE、/ B3< −V、、のとき(o
pa)の出力(29)には E。
れている。従ってE、/ B3< −V、、のとき(o
pa)の出力(29)には E。
なる電圧が出力される。これは(16)式と同じである
〇 一方、E</E3≧−■5のとき(OP、)の出力に、
可変抵抗(VH2)の抵抗値をR3とするととなり、こ
の(20)式の電圧と上記(18)式の電圧が(OP、
)に入力さ力、るから出力(29)にはE啜 = A、 (−−M) 十A、M + B2E。
〇 一方、E</E3≧−■5のとき(OP、)の出力に、
可変抵抗(VH2)の抵抗値をR3とするととなり、こ
の(20)式の電圧と上記(18)式の電圧が(OP、
)に入力さ力、るから出力(29)にはE啜 = A、 (−−M) 十A、M + B2E。
13−
が出力される。これU (17)式と同じである。但し
5 A2+−−A3 3 とした。
5 A2+−−A3 3 とした。
なお、上記は一例であって(159式で表わされるE4
/E3の2次式は他の適当な折ね、線で近似することが
可能である。
/E3の2次式は他の適当な折ね、線で近似することが
可能である。
れぞれ整流・平滑回路(30) 、 (31)及びA−
Dコンバー ター (32) 、 (33) ?:介し
てディジタル化t、、で、ディジタル値P+、Pgとし
、これをマイクロプロセッサ(34)に入力して、 なる演算を施すか又は、次の1)ii)の場合を判別す
るとともに i) Pg/ Pl< Mのとき 2 S−A2・−+13゜ 1 −14= ii) P’2/PI≧Mのとき なる演勢を施すようにしたものである。上記において、
定数A+、B+又はA2. B2. A3. MはRA
M(35)又はROM(36)にあらかじめストアする
ことが可能であるが、デジタルコードを表わす複数のス
イッチにより入力してもよい。ディスプレイ(37)
U演算結果の酸素飽和匿Sをデジタル表示する。なお、
第12図では2つのA−Dコンバータ(32) 、 (
33)を用いているが、(30) 、 (31)の出力
をマルチプレクサを介してとり出し、これを一つのA−
Dコンバータで時分割的にA−D変換することも可能で
あるO 第13図に、本発明の第5の実施例を示すものであり、
第1図と共通の構成については同一番号を付し説明を省
略する。今までの実施例はすべてオキシメータとして構
成されていたが、この第5の実施例汀、任意の血中色素
に対する血中色素濃度計として構成されている。すなわ
ち、干渉フィルタ(38)の中心成長χ3は所定の血中
色素による吸収がない波長に選ばれており、干渉フィル
タ(39)の中心波長χ、は上記血中色素による吸収の
ある波長に選ばれている。従ってこの場合、光電変換部
(5)。
Dコンバー ター (32) 、 (33) ?:介し
てディジタル化t、、で、ディジタル値P+、Pgとし
、これをマイクロプロセッサ(34)に入力して、 なる演算を施すか又は、次の1)ii)の場合を判別す
るとともに i) Pg/ Pl< Mのとき 2 S−A2・−+13゜ 1 −14= ii) P’2/PI≧Mのとき なる演勢を施すようにしたものである。上記において、
定数A+、B+又はA2. B2. A3. MはRA
M(35)又はROM(36)にあらかじめストアする
ことが可能であるが、デジタルコードを表わす複数のス
イッチにより入力してもよい。ディスプレイ(37)
U演算結果の酸素飽和匿Sをデジタル表示する。なお、
第12図では2つのA−Dコンバータ(32) 、 (
33)を用いているが、(30) 、 (31)の出力
をマルチプレクサを介してとり出し、これを一つのA−
Dコンバータで時分割的にA−D変換することも可能で
あるO 第13図に、本発明の第5の実施例を示すものであり、
第1図と共通の構成については同一番号を付し説明を省
略する。今までの実施例はすべてオキシメータとして構
成されていたが、この第5の実施例汀、任意の血中色素
に対する血中色素濃度計として構成されている。すなわ
ち、干渉フィルタ(38)の中心成長χ3は所定の血中
色素による吸収がない波長に選ばれており、干渉フィル
タ(39)の中心波長χ、は上記血中色素による吸収の
ある波長に選ばれている。従ってこの場合、光電変換部
(5)。
(6)の出力F IO+ EI Hは(1) (2)式
と同様にして次のように表わされる。
と同様にして次のように表わされる。
E+o=に11OaF73Dae ”IF”””)(
21)El、=に2I・IFT、D、・−3・頽(d
” ’d ) <22)但し、Ioa、Io4はそれ
ぞれ波長χ3の光と波長χ、の光の入射光強度、F、3
.FT4はそれぞれ波長χ1.λ。
21)El、=に2I・IFT、D、・−3・頽(d
” ’d ) <22)但し、Ioa、Io4はそれ
ぞれ波長χ3の光と波長χ、の光の入射光強度、F、3
.FT4はそれぞれ波長χ1.λ。
における動脈血以外の物質の透過率、1)J、I)、は
それぞれ波長χ3.χ、における動脈血の散乱係数と吸
収係数によって決まる定数、ga+g<ばそれぞれ波長
χ3.χ4における動脈血の散乱係数と総ヘモグロビン
濃度によって決まる定数、β3.β、は波長χ3゜例と
同様にして E、2=g、吊Δd (23
)EI3:g礁ρXΔd
(24)となる。捷だ割算回路(11)の出力は第1
の実施例と同様にして となる。なお、β3.β4は次のように表わされる。
それぞれ波長χ3.χ、における動脈血の散乱係数と吸
収係数によって決まる定数、ga+g<ばそれぞれ波長
χ3.χ4における動脈血の散乱係数と総ヘモグロビン
濃度によって決まる定数、β3.β、は波長χ3゜例と
同様にして E、2=g、吊Δd (23
)EI3:g礁ρXΔd
(24)となる。捷だ割算回路(11)の出力は第1
の実施例と同様にして となる。なお、β3.β4は次のように表わされる。
βa−CP+ (26)β
、−Cμ2+C′μ’x (27,
)但し、/LI+μ2は波長χ3.χ、における血液の
吸光係数、Cは上記血中色素の濃度、μ′2に波長χ、
におけ色 る上記血中会素の吸光係数である。
、−Cμ2+C′μ’x (27,
)但し、/LI+μ2は波長χ3.χ、における血液の
吸光係数、Cは上記血中色素の濃度、μ′2に波長χ、
におけ色 る上記血中会素の吸光係数である。
(25) 、 (26) 、 (27)式よりここで、
17−
とおくと、(29)式は次のように書ける。
演算回路(40)は、(30) (31)式で表わされ
る定数により、割算回路の出力(E13/ B12 )
2、すなわち第1演算部の出力の比の二乗に対しく3
2)式の一次演算を施すものである。なお、(30)、
(31)式におけるCの値としては、健常人の平均値を
採用してもよいし、個々人についてあらかじめ測定した
値(あ捷りばらつきはないが)を採用してもよい。従っ
て第13図の構成により任意の血中色素の濃度びを求め
ることができる。
る定数により、割算回路の出力(E13/ B12 )
2、すなわち第1演算部の出力の比の二乗に対しく3
2)式の一次演算を施すものである。なお、(30)、
(31)式におけるCの値としては、健常人の平均値を
採用してもよいし、個々人についてあらかじめ測定した
値(あ捷りばらつきはないが)を採用してもよい。従っ
て第13図の構成により任意の血中色素の濃度びを求め
ることができる。
効果
本発明は上記のように構成したものであって、広い範囲
にわたり実際とよく合う測定結果が得られることが実測
により確認された。従って本発明は、従来の装置に較べ
、色素量の広い範囲の変化に対し正確な測定ケ行う上で
きわめて効果の高い18− ものである。
にわたり実際とよく合う測定結果が得られることが実測
により確認された。従って本発明は、従来の装置に較べ
、色素量の広い範囲の変化に対し正確な測定ケ行う上で
きわめて効果の高い18− ものである。
第1図は本発明の第1の実施例のブロック図、第2図は
光電変換部の出力波形を示すグラフ、第3、第4、第5
図は本発明における第1演算部の種々の具体的構成を例
示するブロック図、第6、第7図は第1の実施例の要部
の具体例を示す回路図、第8図は本発明の第2の実施例
のブロック図、第9図は第1又は第2実施例の変形実施
例に関する要部回路図、第損図は本発明の第3の実施例
のブロック図、即11図はその要部の具体例を示す回路
図、第12図は本発明の第4の実施例のブロック図、第
13図は本発明の第5の実施例のブロック図である。 (7) 、 (8)・・・第1の演算部(9)、 (1
0) 、 (11) 、 (12) ; (22) 、
(,23) 、 (12) ;(22) 、(26)
;(34) 、 (35)、(36) ; (9) 、
(10)、 (11) 、(40)・・・第2の演算
部 出願人 ミノルタカメラ株式会社 19− 220− 味
光電変換部の出力波形を示すグラフ、第3、第4、第5
図は本発明における第1演算部の種々の具体的構成を例
示するブロック図、第6、第7図は第1の実施例の要部
の具体例を示す回路図、第8図は本発明の第2の実施例
のブロック図、第9図は第1又は第2実施例の変形実施
例に関する要部回路図、第損図は本発明の第3の実施例
のブロック図、即11図はその要部の具体例を示す回路
図、第12図は本発明の第4の実施例のブロック図、第
13図は本発明の第5の実施例のブロック図である。 (7) 、 (8)・・・第1の演算部(9)、 (1
0) 、 (11) 、 (12) ; (22) 、
(,23) 、 (12) ;(22) 、(26)
;(34) 、 (35)、(36) ; (9) 、
(10)、 (11) 、(40)・・・第2の演算
部 出願人 ミノルタカメラ株式会社 19− 220− 味
Claims (1)
- 【特許請求の範囲】 1、目的とする血中色素に対する吸収係数が互いに異な
る二種の波長の光について、それぞれ生体の被測定部を
介した光の強度全検出する光電変換部と、との光電変換
部の出力からその交流成分の相対的な変化幅の大きさの
情報を上記二種の波長につきそれぞれ抽出する第1の演
算部と、この第1の演9部による上記二種の波長につい
ての二つの演算結果に基き、この二つの演算結果の比の
二乗の値の一次関数又はその近似値を求める第2の演算
部と金有し、この第2の演算部の出力に基き目的とする
血中色素量に関する情報を求めることを特徴とする非観
血式血中色素測定装置。 2、上記第2の演算部は、上記第1の演鏝部による一ヒ
記二種の波長についての2つの演算結果の比の2乗を演
算する演算部とこの演算結果に一次演算を施す演算部と
を含むことを特徴とする特許請求の範囲第1項記載の非
観血式血中色素測定袋j縦。 3、上記第2の演算部は、上記第1の演算部による上記
二種の波長についての2つの演算結果の比t rX算す
る演算部とこの演算結果と所定の値との大小を判別する
とともにこの演算結果に対し上記判別結果に応じてあら
かじめ定められた複数の一次演算のうちの1つを選択的
に施す演算部とを含むことを特徴とする特許請求の範囲
第1項記載の非観血式血中色素測定装置。 4、少くとも上記第2の演算部がマイクロプロセッサよ
り成ることを特徴とする特許請求の範囲第1項乃至第3
項のいずれかに記載の非観血式血中色素測定装置。
Priority Applications (3)
Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
---|---|---|---|
JP57026639A JPS58143243A (ja) | 1982-02-19 | 1982-02-19 | 非観血式血中色素測定装置 |
US06/467,431 US4586513A (en) | 1982-02-19 | 1983-02-17 | Noninvasive device for photoelectrically measuring the property of arterial blood |
US06/839,433 US4694833A (en) | 1982-02-19 | 1986-03-13 | Noninvasive device for photoelectrically measuring the property of arterial blood |
Applications Claiming Priority (1)
Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
---|---|---|---|
JP57026639A JPS58143243A (ja) | 1982-02-19 | 1982-02-19 | 非観血式血中色素測定装置 |
Publications (2)
Publication Number | Publication Date |
---|---|
JPS58143243A true JPS58143243A (ja) | 1983-08-25 |
JPH0477572B2 JPH0477572B2 (ja) | 1992-12-08 |
Family
ID=12199013
Family Applications (1)
Application Number | Title | Priority Date | Filing Date |
---|---|---|---|
JP57026639A Granted JPS58143243A (ja) | 1982-02-19 | 1982-02-19 | 非観血式血中色素測定装置 |
Country Status (2)
Country | Link |
---|---|
US (2) | US4586513A (ja) |
JP (1) | JPS58143243A (ja) |
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Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
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