JPS6111096B2 - - Google Patents
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- JPS6111096B2 JPS6111096B2 JP52116950A JP11695077A JPS6111096B2 JP S6111096 B2 JPS6111096 B2 JP S6111096B2 JP 52116950 A JP52116950 A JP 52116950A JP 11695077 A JP11695077 A JP 11695077A JP S6111096 B2 JPS6111096 B2 JP S6111096B2
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Classifications
-
- A—HUMAN NECESSITIES
- A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
- A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
- A61B5/00—Measuring for diagnostic purposes; Identification of persons
- 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
- A61B5/1459—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 invasive, e.g. introduced into the body by a catheter
-
- G—PHYSICS
- G01—MEASURING; TESTING
- G01N—INVESTIGATING OR ANALYSING MATERIALS BY DETERMINING THEIR CHEMICAL OR PHYSICAL PROPERTIES
- G01N21/00—Investigating or analysing materials by the use of optical means, i.e. using sub-millimetre waves, infrared, visible or ultraviolet light
- G01N21/17—Systems in which incident light is modified in accordance with the properties of the material investigated
- G01N21/25—Colour; Spectral properties, i.e. comparison of effect of material on the light at two or more different wavelengths or wavelength bands
- G01N21/31—Investigating relative effect of material at wavelengths characteristic of specific elements or molecules, e.g. atomic absorption spectrometry
- G01N21/314—Investigating relative effect of material at wavelengths characteristic of specific elements or molecules, e.g. atomic absorption spectrometry with comparison of measurements at specific and non-specific wavelengths
- G01N21/3151—Investigating relative effect of material at wavelengths characteristic of specific elements or molecules, e.g. atomic absorption spectrometry with comparison of measurements at specific and non-specific wavelengths using two sources of radiation of different wavelengths
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Description
【発明の詳細な説明】
〔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改良
型カテーテル・オキシメータ装置に関する。
型カテーテル・オキシメータ装置に関する。
血中酸素の飽和度は、血液流中に存在する全ヘ
モグロビン中の酸化ヘモグロビンの相対量であ
る。このヘモグロビンは、１mm３につき約５百万
個の濃度の赤血球中に通常存在する直径約10ミク
ロンの両凹面形円盤の中に含まれている。赤血球
は入射した放射エネルギ（光線）を散乱させ且つ
伝達するが、この赤血球を介して伝達された放射
エネルギの酸化ヘモグロビンおよび非酸化ヘモグ
ロビンによる吸収の差が、酸素飽和度を測定する
基礎になる。従来のカテーテル・オキシメータ系
においては、生体内の測定場所で血液の測定に使
用する光線の波長帯は、オキシメータ装置から送
光及び受光用のフアイバ状光線ガイドを有する光
学カテーテルによつて、血液流中の目的の位置に
導かれている。血液流中から光線をオキシメータ
装置の光検出器に導くための受光用のフアイバ状
光線ガイドは、普通、送光用のフアイバ状光線ガ
イドの出口と共通の面にある入口を有する。従つ
て、後方に散乱した光だけが測定に利用され得る
ものであり、このことは、全体の送のうち極く僅
かな部分だけが測定場所に伝送されることを示
す。そして測定場所のまわりの散乱光は、受光用
の光線ガイドの光源として作用する。こうして受
光用の光線ガイドに向つて散乱する光の強度は分
散光の量、その位置、大きさ、形状、方向の変化
のほか酸化ヘモグロビン及びヘモグロビンによる
吸収の差によつて影響される。
モグロビン中の酸化ヘモグロビンの相対量であ
る。このヘモグロビンは、１mm３につき約５百万
個の濃度の赤血球中に通常存在する直径約10ミク
ロンの両凹面形円盤の中に含まれている。赤血球
は入射した放射エネルギ（光線）を散乱させ且つ
伝達するが、この赤血球を介して伝達された放射
エネルギの酸化ヘモグロビンおよび非酸化ヘモグ
ロビンによる吸収の差が、酸素飽和度を測定する
基礎になる。従来のカテーテル・オキシメータ系
においては、生体内の測定場所で血液の測定に使
用する光線の波長帯は、オキシメータ装置から送
光及び受光用のフアイバ状光線ガイドを有する光
学カテーテルによつて、血液流中の目的の位置に
導かれている。血液流中から光線をオキシメータ
装置の光検出器に導くための受光用のフアイバ状
光線ガイドは、普通、送光用のフアイバ状光線ガ
イドの出口と共通の面にある入口を有する。従つ
て、後方に散乱した光だけが測定に利用され得る
ものであり、このことは、全体の送のうち極く僅
かな部分だけが測定場所に伝送されることを示
す。そして測定場所のまわりの散乱光は、受光用
の光線ガイドの光源として作用する。こうして受
光用の光線ガイドに向つて散乱する光の強度は分
散光の量、その位置、大きさ、形状、方向の変化
のほか酸化ヘモグロビン及びヘモグロビンによる
吸収の差によつて影響される。
試験中、血液は問題とする血管内を脈動して流
れ、カテーテルのチツプは血管壁に対し無制御状
態で動く。カテーテルのチツプ近辺に血管壁が現
われると、それは測定システムに緊密につまつた
大きな後方散乱体の列を導入する効果をもつ。こ
れは散乱体の分布及び数の大きな変化を来たし、
それは（波長依存性光線吸収特性のある）ヘモグ
ロビン及び酸化ヘモグロビンを通しての伝導機能
として、受光用フアイバによつて受けられる光の
強度に実質的且つ波長依存的な効果を与える。
れ、カテーテルのチツプは血管壁に対し無制御状
態で動く。カテーテルのチツプ近辺に血管壁が現
われると、それは測定システムに緊密につまつた
大きな後方散乱体の列を導入する効果をもつ。こ
れは散乱体の分布及び数の大きな変化を来たし、
それは（波長依存性光線吸収特性のある）ヘモグ
ロビン及び酸化ヘモグロビンを通しての伝導機能
として、受光用フアイバによつて受けられる光の
強度に実質的且つ波長依存的な効果を与える。
ある公知のカテーテル型オキシメータ装置は、
そのような後方に散乱した光線の強度に対し、只
２つの異なる波長によつて応答する。この種のオ
キシメータ装置は文献に示されている（例えば
1974年11月12日付米国特許第3847483号を参照）。
これら公知の装置においては、２つの波長で測定
した光線の強度が次の関係式による酸素飽和状態
を示す。
そのような後方に散乱した光線の強度に対し、只
２つの異なる波長によつて応答する。この種のオ
キシメータ装置は文献に示されている（例えば
1974年11月12日付米国特許第3847483号を参照）。
これら公知の装置においては、２つの波長で測定
した光線の強度が次の関係式による酸素飽和状態
を示す。
OS＝Ａ０＋Ａ１Ｉ１＋Ａ２Ｉ２／Ｂ０＋Ｂ１Ｉ１＋Ｂ
２Ｉ２(1) ここにI1及びI2はそれぞれ波長λ１及びλ２で
測つた光度である。
２Ｉ２(1) ここにI1及びI2はそれぞれ波長λ１及びλ２で
測つた光度である。
(1)式の分子と分母の双方を測定光度の１つ即ち
I1で割れば次式を得ることが判る。
I1で割れば次式を得ることが判る。
OS＝Ａ０／Ｉ１＋Ａ１＋Ａ２（Ｉ２／Ｉ１）／Ｂ０／
Ｉ１＋Ｂ１＋Ｂ２（Ｉ２／Ｉ１）(2) 従来の技術によつて行なつたOSの測定には、
光度比だけでなくそれぞれの光度の関数も残つて
いるので、血液の流速、ヘマトクリツト、PH、
pCO2、その他（相乗性であり波長依存性であ
る）の現象変化が、求める酸素飽和度の測定に誤
差を持込むことになる。
Ｉ１＋Ｂ１＋Ｂ２（Ｉ２／Ｉ１）(2) 従来の技術によつて行なつたOSの測定には、
光度比だけでなくそれぞれの光度の関数も残つて
いるので、血液の流速、ヘマトクリツト、PH、
pCO2、その他（相乗性であり波長依存性であ
る）の現象変化が、求める酸素飽和度の測定に誤
差を持込むことになる。
前述の特許の装置は血液の流速、ヘマトクリツ
ト、及びヘモグロビン濃度の変化等の誤差の原因
に対し、従来公知の装置よりも影響が少ない。併
しながら酸素飽和状態の生体測定で高精度を要す
る用途において、このような誤差の原因に対して
一層影響の少ないことが望ましい。特に、カテー
テル先端の血管壁への近接に対し感度が小さいこ
とが好ましい。更に加えて、ヘマトクリツト、流
速、PH、pCO2、浸透性（osmolarity）の変化及
び光学フアイバの伝導性の変化による測定精度へ
の相当な影響もあり、またある程度従来の技術に
おいては、非線形現象の線形特性化からも誤差が
生ずる。
ト、及びヘモグロビン濃度の変化等の誤差の原因
に対し、従来公知の装置よりも影響が少ない。併
しながら酸素飽和状態の生体測定で高精度を要す
る用途において、このような誤差の原因に対して
一層影響の少ないことが望ましい。特に、カテー
テル先端の血管壁への近接に対し感度が小さいこ
とが好ましい。更に加えて、ヘマトクリツト、流
速、PH、pCO2、浸透性（osmolarity）の変化及
び光学フアイバの伝導性の変化による測定精度へ
の相当な影響もあり、またある程度従来の技術に
おいては、非線形現象の線形特性化からも誤差が
生ずる。
本発明によれば、酸素飽和度は所定の選択され
た波長での光度比のみの関数として測定され、従
つて波長に無関係な相乗的変化が測定精度を低下
させることがない。
た波長での光度比のみの関数として測定され、従
つて波長に無関係な相乗的変化が測定精度を低下
させることがない。
酸素飽和度と光度比の間の関係は完全に線形で
はないので、本発明の装置は測定値の広い動的範
囲に亘つて酸素の飽和度を測定するため、断片的
な線形関係又は非線形関係を使用する。また、血
管内の測定場所に存在する前述の現象の多くは変
動し得るものなので、光学的測定の相乗的及び付
加的様相の双方が本発明においては考慮され、次
の各式の１つに従つて酸素飽和状態の測定を行な
う。
はないので、本発明の装置は測定値の広い動的範
囲に亘つて酸素の飽和度を測定するため、断片的
な線形関係又は非線形関係を使用する。また、血
管内の測定場所に存在する前述の現象の多くは変
動し得るものなので、光学的測定の相乗的及び付
加的様相の双方が本発明においては考慮され、次
の各式の１つに従つて酸素飽和状態の測定を行な
う。
OS＝Ａ０＋Ａ１（Ｉ１／Ｉ２）＋Ａ２（Ｉ３／Ｉ２）／Ｂ０＋Ｂ１（Ｉ１／Ｉ２）＋Ｂ２（Ｉ３／Ｉ２） (3)
OS＝Ａ０＋Ａ１（Ｉ１／Ｉ２）＋Ａ２（Ｉ１／Ｉ２）２＋Ａ３（Ｉ３／Ｉ２）／Ｂ０＋Ｂ１（Ｉ１／Ｉ２）＋Ｂ２
（Ｉ１／Ｉ２）２＋Ｂ３（Ｉ３／Ｉ２）(4) ここにA0，A1，A2，A3及びAiは重み即ち係
数、B0，B1，B2とB3、及びBiも重み即ち係数、
またI1，I2、及びI3は波長λ１，λ２及びλ３で
それぞれ測定した光度であり、それぞれ基準の光
度測定に対して標準化してあり、又、Riは３つ
の異なる波長で測定した標準化光度の比であり、
ｊは乗数である。
（Ｉ１／Ｉ２）２＋Ｂ３（Ｉ３／Ｉ２）(4) ここにA0，A1，A2，A3及びAiは重み即ち係
数、B0，B1，B2とB3、及びBiも重み即ち係数、
またI1，I2、及びI3は波長λ１，λ２及びλ３で
それぞれ測定した光度であり、それぞれ基準の光
度測定に対して標準化してあり、又、Riは３つ
の異なる波長で測定した標準化光度の比であり、
ｊは乗数である。
(3)式に従つて測定した酸素飽和度は、光度測定
比の関数であり、狭い範囲の測定値に亘り酸素の
飽和度を決定するに役立つことを知らねばならな
い。併しながら測定値の広い動的範囲に亘り重要
な影響をもつ基本現象の非直線性を補正するた
め、(3)式は(4)式で示したように光度比の２乗に比
例する項を加えることにより増加させることがで
きる。更にこれらの式は(5)式で示すような一般式
に広げることができる。
比の関数であり、狭い範囲の測定値に亘り酸素の
飽和度を決定するに役立つことを知らねばならな
い。併しながら測定値の広い動的範囲に亘り重要
な影響をもつ基本現象の非直線性を補正するた
め、(3)式は(4)式で示したように光度比の２乗に比
例する項を加えることにより増加させることがで
きる。更にこれらの式は(5)式で示すような一般式
に広げることができる。
本発明においては、生物体内の測定場所で血液
を少なくとも３つの波長で照射し、測定場所での
酸素飽和度を決定するに必要な２つの光度比を得
る。このような波長は、前記現象の波長依存性変
化によつて酸素飽和度の測定に入り込む誤差が最
小になるように選ばれる。(3)式及び(4)式の項の係
数は、計算した酸素飽和度の１つの比についての
偏導関数が生理的問題点の酸素飽和値の下限付近
でほぼゼロになるように、また(3)及び(4)式の他の
比についての計算した酸素飽和度の偏導関数が生
理的問題点の酸素飽和値の上限付近でゼロになる
ように選ぶ。またこれらの式の各々の項の係数
が、すべての分子の係数の和がほぼゼロで且つす
べての分母の係数の和やほぼゼロになるような条
件を満足するように選んでもよい。
を少なくとも３つの波長で照射し、測定場所での
酸素飽和度を決定するに必要な２つの光度比を得
る。このような波長は、前記現象の波長依存性変
化によつて酸素飽和度の測定に入り込む誤差が最
小になるように選ばれる。(3)式及び(4)式の項の係
数は、計算した酸素飽和度の１つの比についての
偏導関数が生理的問題点の酸素飽和値の下限付近
でほぼゼロになるように、また(3)及び(4)式の他の
比についての計算した酸素飽和度の偏導関数が生
理的問題点の酸素飽和値の上限付近でゼロになる
ように選ぶ。またこれらの式の各々の項の係数
が、すべての分子の係数の和がほぼゼロで且つす
べての分母の係数の和やほぼゼロになるような条
件を満足するように選んでもよい。
第１図において、本発明の実施例による光線の
発生源装置、光学合成器及び積分器、カテーテ
ル、検出装置、及び信号処理装置を含む略図の１
部を示す。発生源装置は３つの発光ダイオード１
１，１２及び４を含み、これは光学フアイバの３
つの分岐ガイド１３，１４及び３を交互に照射す
るように配置してある。発光ダイオードの１１，
１２及び４は、パルス発生器１５によつて時間的
に重ならない関係で、典型的には動作サイクルの
ほぼ25％の間各々交互に付勢される。この動作サ
イクルは、発光ダイオード１１，１２及び４の３
つの順次の付勢期間を教え、その次に何れのダイ
オードも付勢されない期間が後続する。こうして
各作動サイクルは４つの期間から成り、１例とし
ては毎秒250回（250Hz）のこのようなサイクルで
ある。
発生源装置、光学合成器及び積分器、カテーテ
ル、検出装置、及び信号処理装置を含む略図の１
部を示す。発生源装置は３つの発光ダイオード１
１，１２及び４を含み、これは光学フアイバの３
つの分岐ガイド１３，１４及び３を交互に照射す
るように配置してある。発光ダイオードの１１，
１２及び４は、パルス発生器１５によつて時間的
に重ならない関係で、典型的には動作サイクルの
ほぼ25％の間各々交互に付勢される。この動作サ
イクルは、発光ダイオード１１，１２及び４の３
つの順次の付勢期間を教え、その次に何れのダイ
オードも付勢されない期間が後続する。こうして
各作動サイクルは４つの期間から成り、１例とし
ては毎秒250回（250Hz）のこのようなサイクルで
ある。
発光ダイオード４，１１、及び１２はそれぞれ
λ１，λ２、及びλ３の波長の光線を放射する。
これらの光線は、１本以上のフアイバを含む光学
フアイバのガイド１３，１４、及び３で集められ
る。この光学フアイバは、光学積分器６とほぼ同
じ寸法と大きさの最小末端断面５を有するよう
に、物理的に束ねられる。
λ１，λ２、及びλ３の波長の光線を放射する。
これらの光線は、１本以上のフアイバを含む光学
フアイバのガイド１３，１４、及び３で集められ
る。この光学フアイバは、光学積分器６とほぼ同
じ寸法と大きさの最小末端断面５を有するよう
に、物理的に束ねられる。
光学積分器６は端面５に連続して配置され、端
面５とほぼ等しい寸法の単一の光学的ガイドであ
つて、正方形断面をもち端面５での空間的に離間
した光線が出口６Ａで均一に分布するように長さ
対横寸法の比が大きい。続いて１つの送光フアイ
バ（ガイド）９又は送光フアイバの束を出口６Ａ
に結合させて３種の波長のそれぞれの光線を受光
するが、これらの波長に光学積分器６と送光フア
イバ９の間で起り得る横の僅かな不整合によつて
は有意的変化は生じない。カテーテル８の末端で
血液に３つの波長の光線を伝送するには、只１本
のカテーテル８の送光フアイバ９が必要なだけで
ある。カテーテル８の送光ガイド９と受光ガイド
１０は各々只１本の光学フアイバから成るもので
よく、これはカテーテルの構造を非常に簡単に
し、且つインタフエース結合器１０Ａの部分で測
定装置に結合でき、安価に処理のできるカテーテ
ルを可能にする。
面５とほぼ等しい寸法の単一の光学的ガイドであ
つて、正方形断面をもち端面５での空間的に離間
した光線が出口６Ａで均一に分布するように長さ
対横寸法の比が大きい。続いて１つの送光フアイ
バ（ガイド）９又は送光フアイバの束を出口６Ａ
に結合させて３種の波長のそれぞれの光線を受光
するが、これらの波長に光学積分器６と送光フア
イバ９の間で起り得る横の僅かな不整合によつて
は有意的変化は生じない。カテーテル８の末端で
血液に３つの波長の光線を伝送するには、只１本
のカテーテル８の送光フアイバ９が必要なだけで
ある。カテーテル８の送光ガイド９と受光ガイド
１０は各々只１本の光学フアイバから成るもので
よく、これはカテーテルの構造を非常に簡単に
し、且つインタフエース結合器１０Ａの部分で測
定装置に結合でき、安価に処理のできるカテーテ
ルを可能にする。
カテーテル８の末端が血管その他の容器内の血
液に浸された時、送光ガイド９からの３つの波長
の各々の光線は赤血球によつて選択的に吸収され
散乱され、光線のうち後方に乱反射された一部は
受光ガイド１０の末端開口に入る。カテーテル８
に隣接する末端で受光ガイド１０の開口は光感知
器即ち検出器１６に光学的に結合しているので、
受光ガイド１０から得られる実質的にすべての光
線が検出器１６の活性面上に当たる。
液に浸された時、送光ガイド９からの３つの波長
の各々の光線は赤血球によつて選択的に吸収され
散乱され、光線のうち後方に乱反射された一部は
受光ガイド１０の末端開口に入る。カテーテル８
に隣接する末端で受光ガイド１０の開口は光感知
器即ち検出器１６に光学的に結合しているので、
受光ガイド１０から得られる実質的にすべての光
線が検出器１６の活性面上に当たる。
検出器１６で検出した照射信号は検出増幅器Ａ
１によつて増幅される。発光ダイオード１１又は
１２又は４の何れも照射を行なわない時はスイツ
チＳ１はパルス発生器１５からの信号によつて閉
じている。これは増幅器Ａ１とＡ２の間に閉回路
サーボシステムを形成し、それは増幅器Ａ１にバ
イアス電圧を発生してその出力電圧をゼロにす
る。スイツチＳ１が開いている間はこの増幅器Ａ
１のゼロ修正バイアス電圧は動作持続を行なつた
帰還コンデンサ１７に蓄積された電荷によつて維
持される。この作用は検出器１６が後方散乱照射
を受けない時、検出増幅器Ａ１の出力をゼロに
し、それによつて増幅器の漂動（ドリフト）及び
検出器１６からのスプリアス出力に対し補償を行
なう。
１によつて増幅される。発光ダイオード１１又は
１２又は４の何れも照射を行なわない時はスイツ
チＳ１はパルス発生器１５からの信号によつて閉
じている。これは増幅器Ａ１とＡ２の間に閉回路
サーボシステムを形成し、それは増幅器Ａ１にバ
イアス電圧を発生してその出力電圧をゼロにす
る。スイツチＳ１が開いている間はこの増幅器Ａ
１のゼロ修正バイアス電圧は動作持続を行なつた
帰還コンデンサ１７に蓄積された電荷によつて維
持される。この作用は検出器１６が後方散乱照射
を受けない時、検出増幅器Ａ１の出力をゼロに
し、それによつて増幅器の漂動（ドリフト）及び
検出器１６からのスプリアス出力に対し補償を行
なう。
ダイオード４が照射している間はパルス発生器
１５からの信号によつてスイツチＳ２が閉じ、検
出増幅器Ａ１の出力での信号電圧（発光ダイオー
ドから受光した光線、即ち血液により後方に散乱
した照射による）は、抵抗器１８とコンデンサ１
９で構成したろ波器に加えられる。このようにし
て、スイツチＳ２、抵抗器１８及びコンデンサ１
９の動作はコンデンサ１９の両端に平均信号電圧
をつくり、それは発光ダイオード４によつて照射
される試験中の血液から後方に散乱した波長での
光線の強度を表わす。この平均信号電圧は増幅器
５０によつて増幅され、発光ダイオード４によつ
て発生した後試験血液から後に散乱した波長λ１
の光線の強度に直接関係する連続的出力電圧を作
る。
１５からの信号によつてスイツチＳ２が閉じ、検
出増幅器Ａ１の出力での信号電圧（発光ダイオー
ドから受光した光線、即ち血液により後方に散乱
した照射による）は、抵抗器１８とコンデンサ１
９で構成したろ波器に加えられる。このようにし
て、スイツチＳ２、抵抗器１８及びコンデンサ１
９の動作はコンデンサ１９の両端に平均信号電圧
をつくり、それは発光ダイオード４によつて照射
される試験中の血液から後方に散乱した波長での
光線の強度を表わす。この平均信号電圧は増幅器
５０によつて増幅され、発光ダイオード４によつ
て発生した後試験血液から後に散乱した波長λ１
の光線の強度に直接関係する連続的出力電圧を作
る。
同様にしてスイツチＳ３、抵抗器２２、コンデ
ンサ２３及び増幅器５２が当該サイクル部分で実
質的に同様な動作を行ない、発光ダイオード１１
が付勢されて増幅器５２の出力に連続電圧を発生
する。これは発光ダイオード１１で発生し試験血
液から後に散乱した波長λ２の光線の強度に直接
関係している。
ンサ２３及び増幅器５２が当該サイクル部分で実
質的に同様な動作を行ない、発光ダイオード１１
が付勢されて増幅器５２の出力に連続電圧を発生
する。これは発光ダイオード１１で発生し試験血
液から後に散乱した波長λ２の光線の強度に直接
関係している。
同様にしてスイツチＳ４、抵抗器２６、コンデ
ンサ２８及び増幅器５４が当該サイクル部分で動
作し、発光ダイオード１２が付勢されて増幅器５
４の出力に連続電圧を発生する。これは発光ダイ
オード１２で発生し試験血液から後に散乱した波
長λ３の光線の強度と直接関係している。
ンサ２８及び増幅器５４が当該サイクル部分で動
作し、発光ダイオード１２が付勢されて増幅器５
４の出力に連続電圧を発生する。これは発光ダイ
オード１２で発生し試験血液から後に散乱した波
長λ３の光線の強度と直接関係している。
次に第２図を参照して、本発明の１実施例によ
る信号処理を行う回路装置のブロツク図を示す。
第１図の増幅器５０，５２、及び５４からの出力
信号は第２図の端子６０，６１及び６２にそれぞ
れ加える。
る信号処理を行う回路装置のブロツク図を示す。
第１図の増幅器５０，５２、及び５４からの出力
信号は第２図の端子６０，６１及び６２にそれぞ
れ加える。
端子６０及び６１に現われる信号は分割回路６
６に与えられて第１出力７０をつくるが、これは
I1／I2の比に等しい。出力７０の信号は乗数回路
７６の入力７２と７４に加えられて出力７８をつ
くるが、これは（I1／I2）2に等しい。
６に与えられて第１出力７０をつくるが、これは
I1／I2の比に等しい。出力７０の信号は乗数回路
７６の入力７２と７４に加えられて出力７８をつ
くるが、これは（I1／I2）2に等しい。
端子６１及び６２に現われる信号も分割回路６
８に加えられて第２出力８０をつくるが、これは
I3／I2の比に等しい。
８に加えられて第２出力８０をつくるが、これは
I3／I2の比に等しい。
増幅器８２は適切な利得と記号B2をもつて出
力信号７８を受けて動作し、出力９４にB2（I1／
I2）2に等しい信号を発生する。同様にして増幅器
８４，８６，８８，９０、及び９２は適切な利得
と記号をもつてそれぞれの入力を受けて動作し図
示のような加重された強度比を示す出力信号を発
生する。
力信号７８を受けて動作し、出力９４にB2（I1／
I2）2に等しい信号を発生する。同様にして増幅器
８４，８６，８８，９０、及び９２は適切な利得
と記号をもつてそれぞれの入力を受けて動作し図
示のような加重された強度比を示す出力信号を発
生する。
増幅器の出力９６，９８、及び１０２は第１装
置たる加算増幅回路１１６に加えられて下記のよ
うな第３出力１１８をつくる。
置たる加算増幅回路１１６に加えられて下記のよ
うな第３出力１１８をつくる。
A0＋A1（I1／I2）＋A2
（I1／I2）2＋A3（I3／I2） (6)
電源１１２は抵抗器１１０と１１４とともに出
力１１８内のA0の項をつくる。
力１１８内のA0の項をつくる。
同様に第２装置である加算増幅回路１３２は次
のような第４出力１３４をつくる。
のような第４出力１３４をつくる。
B0＋B1（I1／I2）＋B2
（I1／I2）2＋B3（I3／I2） (7)
電源１２８は抵抗器１２６と１３０とともに出
力１３４中のB0の項をつくる。合成信号１１８
及び１３４は回路１４０に与えられこれは入力１
３６と１３８での信号比をとつて試験血液の酸素
飽和度を表わす出力１４２をつくる。これは、第
３出力及び第４出力に応答した、これらの比を示
す最終出力である。適当なデイスプレイ装置１４
４上に表われる酸素飽和度は次式に等しい。
力１３４中のB0の項をつくる。合成信号１１８
及び１３４は回路１４０に与えられこれは入力１
３６と１３８での信号比をとつて試験血液の酸素
飽和度を表わす出力１４２をつくる。これは、第
３出力及び第４出力に応答した、これらの比を示
す最終出力である。適当なデイスプレイ装置１４
４上に表われる酸素飽和度は次式に等しい。
OS＝Ａ０＋Ａ１（Ｉ１／Ｉ２）＋Ａ２（Ｉ１／Ｉ２）２＋Ａ３（Ｉ３／Ｉ２）／Ｂ０＋Ｂ１（Ｉ１／Ｉ２）＋Ｂ２
（Ｉ１／Ｉ２）２＋Ｂ３（Ｉ３／Ｉ２）(8) 第３図を参照して本発明の他の実施例による信
号処理装置のブロツク図を示す。第１図の増幅器
５０，５２及び５４からの出力信号は第３図の端
子２００，２０２、及び２０４にそれぞれ加え
る。
（Ｉ１／Ｉ２）２＋Ｂ３（Ｉ３／Ｉ２）(8) 第３図を参照して本発明の他の実施例による信
号処理装置のブロツク図を示す。第１図の増幅器
５０，５２及び５４からの出力信号は第３図の端
子２００，２０２、及び２０４にそれぞれ加え
る。
端子２００及び２０２からの信号は分割回路２
０６に加えられて出力２０８をつくるがこれは
I1／I2の比に等しい。また端子２０２及び２０４
からの信号は分割回路２１０に加えられて出力２
１２をつくるがこれはI3／I2の比に等しい。
０６に加えられて出力２０８をつくるがこれは
I1／I2の比に等しい。また端子２０２及び２０４
からの信号は分割回路２１０に加えられて出力２
１２をつくるがこれはI3／I2の比に等しい。
増幅器２１４は信号２０８を受け適切な利得と
記号Ａ１をもつて２３０での信号をつくるがこれ
はA1（I1／I2）に等しい。同様に増幅器２１６か
ら２２８までは適切な利得と記号をもつてそれぞ
れの入力を受けて次の出力をつくり出す。
記号Ａ１をもつて２３０での信号をつくるがこれ
はA1（I1／I2）に等しい。同様に増幅器２１６か
ら２２８までは適切な利得と記号をもつてそれぞ
れの入力を受けて次の出力をつくり出す。
信号線番号 記号
230 A1（I1／I2）
232 A2（I3／I2）
234 A1′（I1／I2）
236 A2′（I3／I2）
238 B1（I1／I2）
240 B2（I3／I2）
242 B1′（I1／I2）
244 B2′（I3／I2）
２３０，２３２、及び２５４からの信号は加算
増幅器２５６に加えられて出力２５８をつくる。
抵抗器２４６，２４８，２５０、及び２５２と電
圧V1の電源２５４を適切に選ぶことにより２５
８の出力信号は次のようになる。
増幅器２５６に加えられて出力２５８をつくる。
抵抗器２４６，２４８，２５０、及び２５２と電
圧V1の電源２５４を適切に選ぶことにより２５
８の出力信号は次のようになる。
A0＋A1（I1／I2）＋A2（I3／I2） (9)
同様に増幅器２６０，２６４、及び２６８の出
力は次の形をとる。
力は次の形をとる。
信号線番号 信号
262 A0′＋A1′（I1／I2）
＋A2′（I3／I2） (10)
266 B0＋B1（I1／I2）
＋B2（I3／I2） (11)
268 B0′＋B1′（I1／I2）
＋B2′（I3／I2） (12)
スイツチ２７２は出力２５８又は２６２の何れ
かを選択する。スイツチ２７４は出力２６６又は
２７０の何れかを選択する。スイツチ２７２と２
７４は双方が１又は双方が２の位置になるように
連動する。
かを選択する。スイツチ２７４は出力２６６又は
２７０の何れかを選択する。スイツチ２７２と２
７４は双方が１又は双方が２の位置になるように
連動する。
２７６及び２７８での合成信号は回路２８０に
加えこれは入力信号２７６と２７８の比をとり、
試験血液の酸素飽和度を示す出力２８２をつくり
出す。スイツチ２７２と２７４が１の位置の場
合、酸素飽和度は適当なデイスプレイ装置２８４
上に表わすことができ、次式に等しい。
加えこれは入力信号２７６と２７８の比をとり、
試験血液の酸素飽和度を示す出力２８２をつくり
出す。スイツチ２７２と２７４が１の位置の場
合、酸素飽和度は適当なデイスプレイ装置２８４
上に表わすことができ、次式に等しい。
OS＝Ａ０＋Ａ１（Ｉ１／Ｉ２）＋Ａ２（Ｉ３／Ｉ２）／
Ｂ０＋Ｂ１（Ｉ１／Ｉ２）＋Ｂ２（Ｉ３／Ｉ２）（13）
またスイツチ２７２と２７４が２の位置の場合
には、酸素飽和状態は次式に等しい。
Ｂ０＋Ｂ１（Ｉ１／Ｉ２）＋Ｂ２（Ｉ３／Ｉ２）（13）
またスイツチ２７２と２７４が２の位置の場合
には、酸素飽和状態は次式に等しい。
OS＝
Ａ０′＋Ａ１′（Ｉ１／Ｉ２）＋Ａ２′（Ｉ３／Ｉ２
）／Ｂ０′＋Ｂ１′（Ｉ１／Ｉ２）＋Ｂ２′（Ｉ３／Ｉ
２）（14） 比較論理回路２８６はスイツチ２７２と２７４
の位置を制御する。出力２８２のOS信号がもし
特定の値例えば85％以上であればスイツチ２７２
と２７４は１の位置にある。もし出力１８２の
OS信号が特定の値以下ならスイツチ２７２と２
７４は２の位置になる。この構成配置は、飽和値
の広い範囲に亘りシステムの精度を少しずつ高め
るために、係数A1，A2，A3，B1，B2，B3，A1′，
A2′，A3′，B1′，B2′及びB3′の適切な選択を行なう
ことを可能にする。
）／Ｂ０′＋Ｂ１′（Ｉ１／Ｉ２）＋Ｂ２′（Ｉ３／Ｉ
２）（14） 比較論理回路２８６はスイツチ２７２と２７４
の位置を制御する。出力２８２のOS信号がもし
特定の値例えば85％以上であればスイツチ２７２
と２７４は１の位置にある。もし出力１８２の
OS信号が特定の値以下ならスイツチ２７２と２
７４は２の位置になる。この構成配置は、飽和値
の広い範囲に亘りシステムの精度を少しずつ高め
るために、係数A1，A2，A3，B1，B2，B3，A1′，
A2′，A3′，B1′，B2′及びB3′の適切な選択を行なう
ことを可能にする。
本発明の装置は動作上約670nm（ナノメート
ル）、700nm、及び800nmの３つの波長帯を１組
として使用する。これらの波長は人工心肺による
生体外研究、及び麻酔による実験動物、有志の人
体、手術を受け細心の注意が払われている臨床患
者での生体内研究から得た大量のデータを基にし
て定めたものである。
ル）、700nm、及び800nmの３つの波長帯を１組
として使用する。これらの波長は人工心肺による
生体外研究、及び麻酔による実験動物、有志の人
体、手術を受け細心の注意が払われている臨床患
者での生体内研究から得た大量のデータを基にし
て定めたものである。
選定した波長の各組合わせについて、特定の生
理的変数をパラメータとして、酸素飽和度の関数
としての反射率の比をプロツトすることができ
る。第４図のグラフは問題とする値の限界に近い
２つのヘマトクリツト値25及び45について、
670nmと700nmでの反射率の比（R1）に対し、ま
た800nmと700nmでの反射率の比（R3）に対し
て、個別に測定した酸素飽和度をプロツトしたも
のである。第４図のグラフからR3は酸素の飽和
が約36％でヘマトクリツトに無関係であり、この
酸素飽和度より上の範囲においてはヘマトクリツ
トと共に大きく変化することが見られる。同様に
R1は酸素の飽和が約90％でヘマトクリツトに無
関係であり、問題の酸素飽和度より下の範囲にお
いてはヘマトクリツトと共に広く変化している。
理的変数をパラメータとして、酸素飽和度の関数
としての反射率の比をプロツトすることができ
る。第４図のグラフは問題とする値の限界に近い
２つのヘマトクリツト値25及び45について、
670nmと700nmでの反射率の比（R1）に対し、ま
た800nmと700nmでの反射率の比（R3）に対し
て、個別に測定した酸素飽和度をプロツトしたも
のである。第４図のグラフからR3は酸素の飽和
が約36％でヘマトクリツトに無関係であり、この
酸素飽和度より上の範囲においてはヘマトクリツ
トと共に大きく変化することが見られる。同様に
R1は酸素の飽和が約90％でヘマトクリツトに無
関係であり、問題の酸素飽和度より下の範囲にお
いてはヘマトクリツトと共に広く変化している。
その変化が酸素飽和度の測定精度を低下させ得
る多数の重要な生理的パラメータについて、実験
的に定めて酸素の飽和度と多くの異なる波長の比
との関係とをグラフにし、これらの間の関係を得
ることができる。このような多くの比と多くの生
理的パラメータ変化との検討により、強度の比が
種々の研究パラメータの累積誤差を最小にする適
切な波長を、問題の酸素飽和範囲の限界近くで定
めることできる。
る多数の重要な生理的パラメータについて、実験
的に定めて酸素の飽和度と多くの異なる波長の比
との関係とをグラフにし、これらの間の関係を得
ることができる。このような多くの比と多くの生
理的パラメータ変化との検討により、強度の比が
種々の研究パラメータの累積誤差を最小にする適
切な波長を、問題の酸素飽和範囲の限界近くで定
めることできる。
計算した酸素飽和度が、特定の酸素飽和範囲
（第４図で見られるようにR3がOSの36％付近で
R1がOSの85％付近のような）で所定のパラメー
タ（第４図のグラフでヘマトクリツトのような）
に対し最小の変化を示すような光度比に最も大き
く依存するようにするために、重み又は係数即ち
式(3)，(4)、及び(5)の係数は、計算した酸素飽和度
の他の比についての微分が、第１の比の変化が最
小の場合ゼロになるように定めねばならない。第
４図において例えば酸素飽和度の範囲が約25ない
し45％ではR3の比が最も少ない変化を示しR1の
比が大きい変化を示すが、反対に酸素飽和度が75
ないし95％ではR1の変化が最小でR3の変化が大
きい。最後的変化又は誤差の方向での重みづけは
このようにして不良な比を除去する。従つてOS
が25ないし45％の範囲においては酸素飽和度の
R1についての導関数がほぼゼロで、OSが75ない
し95％の範囲においては酸素飽和度のR3につい
ての導関数がほぼゼロでなくてはならない。この
係数の選定上の制約は、試験する血液の酸素飽和
以外の、波長に依存する特性の変化によつて起る
測定誤差を最小にする。
（第４図で見られるようにR3がOSの36％付近で
R1がOSの85％付近のような）で所定のパラメー
タ（第４図のグラフでヘマトクリツトのような）
に対し最小の変化を示すような光度比に最も大き
く依存するようにするために、重み又は係数即ち
式(3)，(4)、及び(5)の係数は、計算した酸素飽和度
の他の比についての微分が、第１の比の変化が最
小の場合ゼロになるように定めねばならない。第
４図において例えば酸素飽和度の範囲が約25ない
し45％ではR3の比が最も少ない変化を示しR1の
比が大きい変化を示すが、反対に酸素飽和度が75
ないし95％ではR1の変化が最小でR3の変化が大
きい。最後的変化又は誤差の方向での重みづけは
このようにして不良な比を除去する。従つてOS
が25ないし45％の範囲においては酸素飽和度の
R1についての導関数がほぼゼロで、OSが75ない
し95％の範囲においては酸素飽和度のR3につい
ての導関数がほぼゼロでなくてはならない。この
係数の選定上の制約は、試験する血液の酸素飽和
以外の、波長に依存する特性の変化によつて起る
測定誤差を最小にする。
更に、分子のすべての係数の合計をほぼゼロに
し、また分母のすべての係数の合計をほぼゼロに
するように選定することにより、試験血液の付加
特性の変化によつて生ずる酸素飽和度の測定誤差
も最小になる。この制約は３つ又はそれ以上の光
線波長バンドを使用した場合にのみ作用する。
し、また分母のすべての係数の合計をほぼゼロに
するように選定することにより、試験血液の付加
特性の変化によつて生ずる酸素飽和度の測定誤差
も最小になる。この制約は３つ又はそれ以上の光
線波長バンドを使用した場合にのみ作用する。
従つて本発明は、生物体内の血液の酸素飽和度
を決定するのに、少なくとも３つの異なる波長帯
の、試験血液から後ろに散乱する光の強度比を使
用する。また、測定を行なう波長帯は、測定シス
テムの波長依存的、相乗的、及び付加的な状況の
変化に比較的感じない酸素飽和度の表示を与える
ように選んである。
を決定するのに、少なくとも３つの異なる波長帯
の、試験血液から後ろに散乱する光の強度比を使
用する。また、測定を行なう波長帯は、測定シス
テムの波長依存的、相乗的、及び付加的な状況の
変化に比較的感じない酸素飽和度の表示を与える
ように選んである。
第１図は本発明の１実施例の回路の部分略示図
であり、第２図は３つの波長での光線の強度比の
関数としての酸素飽和度の出力をつくり出す検出
回路の１実施例の略図である。第３図は３つの波
長での光線の強度比の関数としての酸素飽和度の
出力をつくり出す検出回路の他の実施例の略図で
あり、第４図は３つの異なる波長での酸素飽和度
と検出された光線の強度比間の関連性への、血液
の典型的な波長依存特性の変化の影響を示すグラ
フである。 ４，１１，１２……光線発生源、３，５，６，
９……照射する装置、１６……検出器、５０，５
２，５４……増幅器、６６，６８……回路装置、
１１６その他……第１装置、１３２その他……第
２装置、１４４……デイスプレイ。
であり、第２図は３つの波長での光線の強度比の
関数としての酸素飽和度の出力をつくり出す検出
回路の１実施例の略図である。第３図は３つの波
長での光線の強度比の関数としての酸素飽和度の
出力をつくり出す検出回路の他の実施例の略図で
あり、第４図は３つの異なる波長での酸素飽和度
と検出された光線の強度比間の関連性への、血液
の典型的な波長依存特性の変化の影響を示すグラ
フである。 ４，１１，１２……光線発生源、３，５，６，
９……照射する装置、１６……検出器、５０，５
２，５４……増幅器、６６，６８……回路装置、
１１６その他……第１装置、１３２その他……第
２装置、１４４……デイスプレイ。
Claims (1)
- 【特許請求の範囲】 １ 血液中の酸素飽和度を測定する装置であつ
て、３つの異なる波長の光線を発生する発生源
と、該発生源に接続され発生源からの前記光線を
各々の波長の入射強度をもつて血液に照射する装
置と、血液の光学的性質により各々の波長の入射
強度が変化した光線を受けるよう配置され受けた
光線の強度を各々の波長ごとに表わす信号を発生
する検出装置と、該検出装置に接続され前記検出
装置からの信号の第１の対の比を表わす第１出力
及び前記検出装置からの信号の第２の対の比を表
わす第２出力を生ずる回路装置と、該回路装置に
接続され選択的に加重された前記第１出力及び第
２出力の代数的組合せを表わす第３出力及び第４
出力を生ずる第１装置及び第２装置と、該第１装
置及び第２装置に接続され前記第３出力及び第４
出力に応答してこれらの出力の比を示す最終出力
を生ずる装置とからなることを特徴とする改良型
カテーテル・オキシメータ装置。 ２ 前記第１装置及び第２装置は、選択的に加重
された前記第１出力及び第２出力と第１出力及び
第２出力のうちの１つの２乗との代数的組合せか
ら第３出力及び第４出力を生ずる特許請求の範囲
第１項記載の装置。 ３ 前記第１装置及び第２装置は、その代数和が
実質的に零に等しい係数を印加して前記第１出力
及び第２出力を加重することを特徴とする特許請
求の範囲第１項または第２項に記載の装置。 ４ 前記第１装置及び第２装置は、酸素飽和以外
の血液の生理学的性質の変化による影響を最少に
すべく選択された係数を印加することにより前記
第１出力及び第２出力を加重することを特徴とす
る特許請求の範囲第１項から第３項のいずれかに
記載の装置。 ５ 前記発生源は、前記信号の第１の対の比が第
１酸素飽和レベルに於て酸素飽和以外の血液の生
理学的変化に無関係であり前記信号の第２の対の
比が第２酸素飽和レベルに於て酸素飽和以外の血
液の生理学的変化に無関係であるように決定され
た波長を有する光線を発生する発生源であること
を特徴とする特許請求の範囲第１項から第４項の
いずれかに記載の装置。
Applications Claiming Priority (1)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| US05/733,278 US4114604A (en) | 1976-10-18 | 1976-10-18 | Catheter oximeter apparatus and method |
Publications (2)
| Publication Number | Publication Date |
|---|---|
| JPS5350880A JPS5350880A (en) | 1978-05-09 |
| JPS6111096B2 true JPS6111096B2 (ja) | 1986-04-01 |
Family
ID=24946941
Family Applications (1)
| Application Number | Title | Priority Date | Filing Date |
|---|---|---|---|
| JP11695077A Granted JPS5350880A (en) | 1976-10-18 | 1977-09-30 | Improved catheterroxymeter device and method of using the same |
Country Status (8)
| Country | Link |
|---|---|
| US (1) | US4114604A (ja) |
| JP (1) | JPS5350880A (ja) |
| CA (1) | CA1086982A (ja) |
| CH (1) | CH627277A5 (ja) |
| DE (1) | DE2741981C3 (ja) |
| FR (1) | FR2368038A1 (ja) |
| GB (1) | GB1586888A (ja) |
| NL (1) | NL178278C (ja) |
Cited By (1)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
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