JPS63165757A - 血中色素の濃度変化測定装置 - Google Patents
血中色素の濃度変化測定装置Info
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- JPS63165757A JPS63165757A JP61314784A JP31478486A JPS63165757A JP S63165757 A JPS63165757 A JP S63165757A JP 61314784 A JP61314784 A JP 61314784A JP 31478486 A JP31478486 A JP 31478486A JP S63165757 A JPS63165757 A JP S63165757A
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Classifications
-
- A—HUMAN NECESSITIES
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-
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- A61B5/026—Measuring blood flow
- A61B5/0275—Measuring blood flow using tracers, e.g. dye dilution
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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】
［産業上の利用分野］
本発明は、生体組織の血液中に含まれる色素の濃度変化
を連続的に測定する血中色素の濃度変化測定装置に関す
る。
を連続的に測定する血中色素の濃度変化測定装置に関す
る。
［従来の技術］
いわゆるパルスオキシメータ法と呼ばれる手法によれば
、生体組織内の動脈血の色素濃度は無侵襲かつ連続的に
測定することができる。しかし、この手法を用いた場合
、その測定値は心拍−拍あたり通常１個、多くても数個
程度である。それは、この手法により１の測定値を得る
場合、少なくとも２時点における脈動する血液を透過し
た光の量を検出しなければならないからであり、その２
時点は正確な測定値を得るためには近接させることがで
きないからである。
、生体組織内の動脈血の色素濃度は無侵襲かつ連続的に
測定することができる。しかし、この手法を用いた場合
、その測定値は心拍−拍あたり通常１個、多くても数個
程度である。それは、この手法により１の測定値を得る
場合、少なくとも２時点における脈動する血液を透過し
た光の量を検出しなければならないからであり、その２
時点は正確な測定値を得るためには近接させることがで
きないからである。
［発明が解決しようとする問題点］
このようなパルスオキシメータ法によるならば、例えば
血液の酸素飽和度が極めて急激に変化する場合、あるい
は血管内に色素を注入してその色素希釈曲線を求め心拍
出量を計算しようとする場合等においては、心拍の周期
にかかわらず全く連続的にその色素の濃度変化を測定す
ることができないという欠点があった。
血液の酸素飽和度が極めて急激に変化する場合、あるい
は血管内に色素を注入してその色素希釈曲線を求め心拍
出量を計算しようとする場合等においては、心拍の周期
にかかわらず全く連続的にその色素の濃度変化を測定す
ることができないという欠点があった。
本発明はこのような従来手法の欠点に鑑みなされたもの
で、その目的は無侵襲でかつ全く連続的に血中色素の濃
度を測定することができる装置を提供することである。
で、その目的は無侵襲でかつ全く連続的に血中色素の濃
度を測定することができる装置を提供することである。
［問題点を解決するための手段］
本発明は、脈動する血液を含む生体組繊を透過または反
射した波長の異なる光の量を夫々連続して検出する光量
検出手段と、上記波長のいずれか１の波長の光に対する
上記血液の吸光性成分の濃度が変化したとき、または吸
光係数が変化したときにその変化の前後における上記光
量検出手段が検出した各波長の光量の定常分および脈動
分に基づいて上記生体組織の虚血時における上記各波長
の透過光または反射光の光量を計算して求める第１の計
算手段と、この第１の計算手段の計算結果と上記光量検
出手段が検出した光量とに基づいて上記血液中の所定の
色素の濃度を計算して連続的に求める第２の計算手段と
を具備する構成となっている。吸光性成分のａｌｔの変
化は換言すれば血液の吸光係数の変化とも言えるので、
以下においては、吸光係数の変化として述べる。また、
光量検出手段は生体組織を透過または反射した光の量を
検出するものであるが、ここで生体組織を反射した光と
は外部から照射された光が生体の内部粗織で屈折した後
外部に至る光を意味する。以下の説明では透過光のみに
ついて述べるが反射光についても同様である。
射した波長の異なる光の量を夫々連続して検出する光量
検出手段と、上記波長のいずれか１の波長の光に対する
上記血液の吸光性成分の濃度が変化したとき、または吸
光係数が変化したときにその変化の前後における上記光
量検出手段が検出した各波長の光量の定常分および脈動
分に基づいて上記生体組織の虚血時における上記各波長
の透過光または反射光の光量を計算して求める第１の計
算手段と、この第１の計算手段の計算結果と上記光量検
出手段が検出した光量とに基づいて上記血液中の所定の
色素の濃度を計算して連続的に求める第２の計算手段と
を具備する構成となっている。吸光性成分のａｌｔの変
化は換言すれば血液の吸光係数の変化とも言えるので、
以下においては、吸光係数の変化として述べる。また、
光量検出手段は生体組織を透過または反射した光の量を
検出するものであるが、ここで生体組織を反射した光と
は外部から照射された光が生体の内部粗織で屈折した後
外部に至る光を意味する。以下の説明では透過光のみに
ついて述べるが反射光についても同様である。
「作用］
まず、本装置の操作者は１の波長に対する血液の吸光係
数が変化するようにする。第１の計算手段はこの変化の
前後で光量検出手段が検出した各波長の透過光量からそ
れらの定常分および脈動分を求め、これらの値から生体
組織の虚血時における各波長の透過光量（虚血レベル）
を算出する。
数が変化するようにする。第１の計算手段はこの変化の
前後で光量検出手段が検出した各波長の透過光量からそ
れらの定常分および脈動分を求め、これらの値から生体
組織の虚血時における各波長の透過光量（虚血レベル）
を算出する。
第２の計算手段は、第１の計算手段が算出した虚血レベ
ルと光量検出手段が検出した光量とに基づいて血液中の
所定の色素の濃度を連続して算出する。
ルと光量検出手段が検出した光量とに基づいて血液中の
所定の色素の濃度を連続して算出する。
［実施例］
まずこの実施例の原理を説明する。
生体組織に２種類の波長、１．．λ２の光を透過させ、
その一方の波長ハに対する血液の吸光係数をある時点で
変化させる。それは、例えば、血管内に色素を注入する
などによって行なうことができる。このようにした場合
、各波長の透過光量１１、Ｉ２の変化を第２図に示す。
その一方の波長ハに対する血液の吸光係数をある時点で
変化させる。それは、例えば、血管内に色素を注入する
などによって行なうことができる。このようにした場合
、各波長の透過光量１１、Ｉ２の変化を第２図に示す。
この図に示すように透過光量」１．Ｉ２は血液の脈動に
応じて変動している。１１１，１１゜と△１１１．△１
１２は夫々上記吸光係数を変化させる前の透過光量の定
常分、脈動分を示し、Ｉ２１＝ Ｉ２２と△Ｉ２１．
△Ｉ２゜は夫々上記吸光係数を変化させた侵の透過光量
の定常分、脈動分を示している。波長ハに対する血液の
吸光係数の変化前の値はＥｌｌ、変化後の値はＥ２１で
あったとする。一方、波長λ２に対する血液の吸光係数
はＥ２であり、これは不変であるとする。
応じて変動している。１１１，１１゜と△１１１．△１
１２は夫々上記吸光係数を変化させる前の透過光量の定
常分、脈動分を示し、Ｉ２１＝ Ｉ２２と△Ｉ２１．
△Ｉ２゜は夫々上記吸光係数を変化させた侵の透過光量
の定常分、脈動分を示している。波長ハに対する血液の
吸光係数の変化前の値はＥｌｌ、変化後の値はＥ２１で
あったとする。一方、波長λ２に対する血液の吸光係数
はＥ２であり、これは不変であるとする。
ここで、生体組織の虚血時における波長ハ。
λ２の透過光量を夫々ＩＯＩ、ＩＯ２とするならば、生
体組織を透過した光の吸光度を求める一般式に基づいて
次の各式が成立する。
体組織を透過した光の吸光度を求める一般式に基づいて
次の各式が成立する。
ｌｏｇ（Ｉ０１／ （■１１−Δ１１．） ） −Ｅｌ
、Ｃ（Ｄ１＋ΔＤ１） ・・・（
１）１０（７（１０１／ （１２１−△Ｉ２１＞ ）
＝Ｅ２１Ｃ（Ｄ２＋△Ｄ、２ ＞
・・・（２）ｔｏ！Ｊ （ＩＯ２／ （Ｉ ｌ。
、Ｃ（Ｄ１＋ΔＤ１） ・・・（
１）１０（７（１０１／ （１２１−△Ｉ２１＞ ）
＝Ｅ２１Ｃ（Ｄ２＋△Ｄ、２ ＞
・・・（２）ｔｏ！Ｊ （ＩＯ２／ （Ｉ ｌ。
−△１１２））−Ｅ２Ｃ（Ｄ１十△Ｄ１）
・・・（３）ｌｏｇ（Ｉ０２／ （Ｉ２
２−△Ｉ２２））−Ｅ２Ｃ（Ｄ２十△Ｄ２）
・・・（４）ここでＣは血液の濃度で
あり、Ｄ 、△Ｄ１は夫々上記吸光係数を変化させる前
の血液層の厚みの定常分、脈動分であり、Ｄ２ 、ΔＤ
２は夫々上記吸光係数を変化させた後の血液層の厚みの
定常分、脈動分でおる。
・・・（３）ｌｏｇ（Ｉ０２／ （Ｉ２
２−△Ｉ２２））−Ｅ２Ｃ（Ｄ２十△Ｄ２）
・・・（４）ここでＣは血液の濃度で
あり、Ｄ 、△Ｄ１は夫々上記吸光係数を変化させる前
の血液層の厚みの定常分、脈動分であり、Ｄ２ 、ΔＤ
２は夫々上記吸光係数を変化させた後の血液層の厚みの
定常分、脈動分でおる。
△１０（ｌ Ｉ ＝ ＩｏｇＩ −ｌｏｇ（Ｉ−△Ｉ）
とするならば、（１）式は次のように書き直すことがで
きる。
とするならば、（１）式は次のように書き直すことがで
きる。
１０ｇＩｏ１−１０！１Ｉ１１１＋△ｌ０ＱＩｔ１＝Ｅ
１１ＣＤ１ ＋Ｅ１１Ｃ△Ｄ１ （２）〜（４）式も同様に書き直すことができる。これ
らの各式について脈動分、定常分を夫々取り出すと、次
の関係が得られる。
１１ＣＤ１ ＋Ｅ１１Ｃ△Ｄ１ （２）〜（４）式も同様に書き直すことができる。これ
らの各式について脈動分、定常分を夫々取り出すと、次
の関係が得られる。
脈動分は、
△ｌｏｇ Ｉ １１− Ｅ １１Ｃ△Ｄ１ ・
・・（５）△ｌ０ｇＩ２１＝Ｅ２１ＣΔＤ２
・・・（６）△１０ｇ１１２＝Ｅ２ Ｃ，△Ｄ１
・・・（７）△ｌｏｇＩ２２＝Ｅ＋ Ｃ△Ｄ２
・・・（８）定常分は、 ｌｏｇ（Ｉｏ１／ Ｉ １１） −ＥｌｌＣＤｌ
・・・（９）１０り（Ｉ０１／ Ｉ２１） −Ｅ２
１ＣＤ２ ”（１０）１０（Ｊ（Ｉ０
２／ Ｉ １２＞ ＝ Ｅ２ ＣＤ１ ・・（１１
）ｌｏｇ（Ｉ０２／ Ｉ２２＞ −Ｅ２ ＣＤ２
・”（１２）（５）式の両辺を（７）式の両辺で割りこ
れをΦ１と丘き、（６）式の両辺を（８）式の両辺で割
り、これをΦ２と置く。すなわち、 Φ ＝Ｅ ／Ｅ ＝ΔＩＯｇＩ ／△Ｉｏｑ１１
２・・・（１３） Φ ＝Ｅ ／Ｅ ＝Δ１０！；］Ｉ２１／△ｌｏｇ
Ｉ ２２・・・（１４） （１３）式、（１４）式から、△ＩＱ！；］ １１１、
△Ｉｏａ１１２△１０（］Ｉ２１．６１０ｇＩ２２を測
定するならばΦ１゜Φ２を求めることができる。
・・（５）△ｌ０ｇＩ２１＝Ｅ２１ＣΔＤ２
・・・（６）△１０ｇ１１２＝Ｅ２ Ｃ，△Ｄ１
・・・（７）△ｌｏｇＩ２２＝Ｅ＋ Ｃ△Ｄ２
・・・（８）定常分は、 ｌｏｇ（Ｉｏ１／ Ｉ １１） −ＥｌｌＣＤｌ
・・・（９）１０り（Ｉ０１／ Ｉ２１） −Ｅ２
１ＣＤ２ ”（１０）１０（Ｊ（Ｉ０
２／ Ｉ １２＞ ＝ Ｅ２ ＣＤ１ ・・（１１
）ｌｏｇ（Ｉ０２／ Ｉ２２＞ −Ｅ２ ＣＤ２
・”（１２）（５）式の両辺を（７）式の両辺で割りこ
れをΦ１と丘き、（６）式の両辺を（８）式の両辺で割
り、これをΦ２と置く。すなわち、 Φ ＝Ｅ ／Ｅ ＝ΔＩＯｇＩ ／△Ｉｏｑ１１
２・・・（１３） Φ ＝Ｅ ／Ｅ ＝Δ１０！；］Ｉ２１／△ｌｏｇ
Ｉ ２２・・・（１４） （１３）式、（１４）式から、△ＩＱ！；］ １１１、
△Ｉｏａ１１２△１０（］Ｉ２１．６１０ｇＩ２２を測
定するならばΦ１゜Φ２を求めることができる。
次に、（９）式、（１１）式より
ｔｏｏ（Ｉ０１／ １１１） ／ｌｏｇ（Ｉ０２／ １
１２＞ ＝Ｅ１１／の関係が得られる。（１３）式より
Ｅ１１／Ｅ２＝Φ１であるから Φ１ ＝ｌｏｇ（Ｉ０１／ １１１） ／ ＩＱ（１（
ＩＯ２／ ｌｌ２）・・・（１５） 同様にして（１０）式、（１２）式より、Φ２ ＝ｌｏ
ｇ（Ｉ０１／ Ｉ２１＞ ／ １ｏｐ（Ｉ０７／ １２
２＞・・・（１６） となる、、（１５）式、（１６）式より、ｌｏｇＩｏ１
＝（Φ１Φ２１ｏａ（Ｉ ２２／ Ｉ １２）−Φ１１
０ｇＩ２１＋Φ２ｔｏｇＩ １１） ／（Φ２−Φ１戸
・・（１７）ＩｏｇＩ ０２＝ （Φ２１００Ｉ２２−
Φ１ １０ｇ１１２＋１ｏａ（Ｉ １１／ Ｉ ２１
＞ ） ／ （Φ２−Φ１） ・・・（１８）（１７）
式、（１８）式より、Φ１．Φ２，１１１，１１２゜Ｉ
２１．Ｉ２２が求められるならば、虚血レベル■。１゜
Ｉ０２を求めることができる。
１２＞ ＝Ｅ１１／の関係が得られる。（１３）式より
Ｅ１１／Ｅ２＝Φ１であるから Φ１ ＝ｌｏｇ（Ｉ０１／ １１１） ／ ＩＱ（１（
ＩＯ２／ ｌｌ２）・・・（１５） 同様にして（１０）式、（１２）式より、Φ２ ＝ｌｏ
ｇ（Ｉ０１／ Ｉ２１＞ ／ １ｏｐ（Ｉ０７／ １２
２＞・・・（１６） となる、、（１５）式、（１６）式より、ｌｏｇＩｏ１
＝（Φ１Φ２１ｏａ（Ｉ ２２／ Ｉ １２）−Φ１１
０ｇＩ２１＋Φ２ｔｏｇＩ １１） ／（Φ２−Φ１戸
・・（１７）ＩｏｇＩ ０２＝ （Φ２１００Ｉ２２−
Φ１ １０ｇ１１２＋１ｏａ（Ｉ １１／ Ｉ ２１
＞ ） ／ （Φ２−Φ１） ・・・（１８）（１７）
式、（１８）式より、Φ１．Φ２，１１１，１１２゜Ｉ
２１．Ｉ２２が求められるならば、虚血レベル■。１゜
Ｉ０２を求めることができる。
次に、以上のようにして求めた虚血レベルＩ。１１０２
を用いて色素希釈曲線を求める。
を用いて色素希釈曲線を求める。
まず、血管に注入する色素であるが、この色素の吸光係
数は波長ハの光に対してはＥｇ、波長λ２の光に対して
はＯ（吸収なし）とする。更にこの色素の血液中の濃度
をＣｇとする。一方、血液のヘモグロビンの吸光係数は
、波長ハの光に対してはＥｌ）１、波長λ２の光に対し
てはＥｂ２とする。
数は波長ハの光に対してはＥｇ、波長λ２の光に対して
はＯ（吸収なし）とする。更にこの色素の血液中の濃度
をＣｇとする。一方、血液のヘモグロビンの吸光係数は
、波長ハの光に対してはＥｌ）１、波長λ２の光に対し
てはＥｂ２とする。
ここで、生体組織を透過した波長ハの光の透過光量を時
間の関数として１１（ｔ）とし、同様に波長λ２の光の
透過光量をＩ２は）とする。第３図に、色素注入の前後
における１１（ｔ）、Ｉ２（ｔ＞の経時変化を示す。上
記の虚血レベルＩ。１＝ＩＯ２を用いるならば厚ざＤの
血液層を透過した光の吸光度は次式であられされる。
間の関数として１１（ｔ）とし、同様に波長λ２の光の
透過光量をＩ２は）とする。第３図に、色素注入の前後
における１１（ｔ）、Ｉ２（ｔ＞の経時変化を示す。上
記の虚血レベルＩ。１＝ＩＯ２を用いるならば厚ざＤの
血液層を透過した光の吸光度は次式であられされる。
ｌｏｇ （Ｉ ｏ１／ Ｉ １ （ｊ） ） ＝ Ｅｂ
ＩＣｂ［）＋ＥｇＣ，Ｄ ・・・（１
つ）１００ （Ｉ０７／ Ｉ２ （ｊ＞ ） ＝Ｅ４．
．ｃｂＤ ・”（２０）（１９）式、（２０）式の両
辺を夫々割って、軍は）＝ ｌｏｇ（Ｉｏ１／１１ （
ｔ） ）／ １０（ｌ（Ｉｏ２／ｌ２（ｔ） ）
・・・（２１）とするならば、 ｖ（ｔ）＝（Ｅｂ１Ｃｂ十ＥｇＣｇ）／Ｅｂ２Ｃｂ・・
・（２２） なる関係式が得られる。
ＩＣｂ［）＋ＥｇＣ，Ｄ ・・・（１
つ）１００ （Ｉ０７／ Ｉ２ （ｊ＞ ） ＝Ｅ４．
．ｃｂＤ ・”（２０）（１９）式、（２０）式の両
辺を夫々割って、軍は）＝ ｌｏｇ（Ｉｏ１／１１ （
ｔ） ）／ １０（ｌ（Ｉｏ２／ｌ２（ｔ） ）
・・・（２１）とするならば、 ｖ（ｔ）＝（Ｅｂ１Ｃｂ十ＥｇＣｇ）／Ｅｂ２Ｃｂ・・
・（２２） なる関係式が得られる。
（２２）式は
Ｃｇ＝ （ｖ（ｊ＞ （Ｅｂ１／Ｅｂ２＞ ） ”
（Ｅｂ２／Ｅ ）・Ｃｂ ・・・（２
３）と書き直すことができる。
（Ｅｂ２／Ｅ ）・Ｃｂ ・・・（２
３）と書き直すことができる。
ここでＥｂｌ、／Ｅｂ２は（１３）式に示したＥｌｌ、
／Ｅ２に等しい（いずれも血液中のヘモグロビンの吸光
係数の比である）から、 Ｅｂ１／Ｅｂ２”△ｔｏｇＩ １１／△ＩｏｇＩ １２
＝Φ１（２４）である。従って、（２３）式は、 Ｃｇ＝ （Ｍ／（ｔ）−０１） −（Ｅｂ２．／Ｅ、
） −ＣＩ。
／Ｅ２に等しい（いずれも血液中のヘモグロビンの吸光
係数の比である）から、 Ｅｂ１／Ｅｂ２”△ｔｏｇＩ １１／△ＩｏｇＩ １２
＝Φ１（２４）である。従って、（２３）式は、 Ｃｇ＝ （Ｍ／（ｔ）−０１） −（Ｅｂ２．／Ｅ、
） −ＣＩ。
・・・（２５）
または、
Ｃ＝ ［ｌ０ｃＩ（ＩＯ１／１１ （ｔ＞ ）／ ＩＱ
！ｊ（Ｉ０２、、、’ ｌ２（ｔ） ）−Φ１］（Ｅｂ
２／Ｅｇ）Ｃｂ・・・（２６）と書くことができる。こ
の式においてＥｂ２／Ｅｇは既知であり、Ｃｂは採血に
より実測して求められ、Φ１．■。１．ＩＯ２は前述し
たように計算によって求めることができる。このように
して、血中色素の濃度の経時的変化を、充分な時間的連
続性をもって求めることができる。
！ｊ（Ｉ０２、、、’ ｌ２（ｔ） ）−Φ１］（Ｅｂ
２／Ｅｇ）Ｃｂ・・・（２６）と書くことができる。こ
の式においてＥｂ２／Ｅｇは既知であり、Ｃｂは採血に
より実測して求められ、Φ１．■。１．ＩＯ２は前述し
たように計算によって求めることができる。このように
して、血中色素の濃度の経時的変化を、充分な時間的連
続性をもって求めることができる。
次に、このような原理に基づいて作成された装置の１例
を説明する。
を説明する。
第１図は装置のブロック構成図でおる。図中１は光源で
ある。この光源１から照射される光は光フィルタ２，３
夫々を介して受光素子４，５に至るようにされている。
ある。この光源１から照射される光は光フィルタ２，３
夫々を介して受光素子４，５に至るようにされている。
光フィルタ２は波長λ１の光を透過させるフィルタであ
り、光フィルタ３は波長λ２の光を透過させるフィルタ
でおる。６゜７は増幅回路で必り、受光素子４，５の出
力信号を増幅する回路である。光フィルタ２，３、受光
素子４，５および増幅回路６，７から光量検出手段を構
成する。
り、光フィルタ３は波長λ２の光を透過させるフィルタ
でおる。６゜７は増幅回路で必り、受光素子４，５の出
力信号を増幅する回路である。光フィルタ２，３、受光
素子４，５および増幅回路６，７から光量検出手段を構
成する。
増幅回路６，７の出力信号は対数計算回路８゜９に至る
ようにされている。対数計算回路８．９は与えられる信
号の信号値を対数に変換し、その対数に応じた信号を出
力する。この信号は、対数計算回路８の出力については
脈動分抽出回路１０、定常分抽出回路１１．１２および
減算回路１３に至るようにされ、対数計算回路９の出力
については脈動分抽出回路１４、定常分抽出回路１５．
１６および減算回路１７に至るようにされている。脈動
分抽出回路１０、１４は、対数計算回路８，９の出力信
号の脈動分を抽出し、これを除算回路２０に出力する回
路でおる。除算回路は脈動分抽出回路１０の出力信号値
を脈動分抽出回路１４の出力信号値で割り、その結果に
応じた信号を０１記憶回路２１、Φ２２記憶路２２に出
力する回路である。定常分抽出回路１１．１２゜１５、
１６、Φ１１記憶路２１およびΦ２２記憶路２２の出力
信号は虚血レベル計算回路２３．２４に至るようにされ
ている。これらの回路は、図示せぬ制卸回路により所定
のタイミングで動作するように制御されるものである。
ようにされている。対数計算回路８．９は与えられる信
号の信号値を対数に変換し、その対数に応じた信号を出
力する。この信号は、対数計算回路８の出力については
脈動分抽出回路１０、定常分抽出回路１１．１２および
減算回路１３に至るようにされ、対数計算回路９の出力
については脈動分抽出回路１４、定常分抽出回路１５．
１６および減算回路１７に至るようにされている。脈動
分抽出回路１０、１４は、対数計算回路８，９の出力信
号の脈動分を抽出し、これを除算回路２０に出力する回
路でおる。除算回路は脈動分抽出回路１０の出力信号値
を脈動分抽出回路１４の出力信号値で割り、その結果に
応じた信号を０１記憶回路２１、Φ２２記憶路２２に出
力する回路である。定常分抽出回路１１．１２゜１５、
１６、Φ１１記憶路２１およびΦ２２記憶路２２の出力
信号は虚血レベル計算回路２３．２４に至るようにされ
ている。これらの回路は、図示せぬ制卸回路により所定
のタイミングで動作するように制御されるものである。
定常分抽出回路１１．１２は、上記制御回路からのタイ
ミング信号に応じて対数計算回路８の出力信号の定常分
を抽出し、これを記憶する回路である。定常分抽出回路
１５．１６は、上記制御回路からのタイミング信号に応
じて対数計算回路９の出力信号の定常分を抽出し、これ
を記１！する回路である。Φ１１記憶路２１およびΦ２
２記憶路２２は上記制御回路からのタイミング信号に応
じて除算回路２０の出力信号値を記憶する回路である。
ミング信号に応じて対数計算回路８の出力信号の定常分
を抽出し、これを記憶する回路である。定常分抽出回路
１５．１６は、上記制御回路からのタイミング信号に応
じて対数計算回路９の出力信号の定常分を抽出し、これ
を記１！する回路である。Φ１１記憶路２１およびΦ２
２記憶路２２は上記制御回路からのタイミング信号に応
じて除算回路２０の出力信号値を記憶する回路である。
虚血レベル計算回路２３．２４は、定常分抽出回路１１
．１２．１５．１６、Φ１１記憶路２１およびΦ２２記
憶路２２が記憶した値に基づいて所定の計算を行ない、
波長ハ、２２夫々の光に対する虚血レベルの対数値を求
め、これを記憶する回路である対数計算回路８，９、脈
動分抽出回路１０．１４、除弾回路２０、定常分抽出回
路１１．１２．１５．１６、Φ１１記憶路２１、Φ２２
記憶路２２および虚血レベル計算回路２３．２４から第
１の計算手段を構成する。
．１２．１５．１６、Φ１１記憶路２１およびΦ２２記
憶路２２が記憶した値に基づいて所定の計算を行ない、
波長ハ、２２夫々の光に対する虚血レベルの対数値を求
め、これを記憶する回路である対数計算回路８，９、脈
動分抽出回路１０．１４、除弾回路２０、定常分抽出回
路１１．１２．１５．１６、Φ１１記憶路２１、Φ２２
記憶路２２および虚血レベル計算回路２３．２４から第
１の計算手段を構成する。
１３、１７は減算回路である。減算回路１３．１７は虚
血レベル計算回路２３．２４の出力信号値と対数計算回
路８，９の出力信号値の差を求め、これを除算回路２５
に出力する回路である。除算回路２５は、減算回路１３
の出力信号値を減算回路１７の出力信号値で割り、その
結果を減算回路２６に出力する回路である。減算回路２
６は、除算回路２５の出力信号値とΦ１１記憶路２１の
出力信号値との差を求め、これを乗算回路２７に出力す
る回路である。乗算回路２７は、記憶回路２８が記憶し
た値に応じた値を減算回路２６の出力信号値に乗じて、
これを記録装置２９に出力する回路である。記憶回路２
８は外部から設定されるヘモグロビン濃度値を記憶する
回路である。
血レベル計算回路２３．２４の出力信号値と対数計算回
路８，９の出力信号値の差を求め、これを除算回路２５
に出力する回路である。除算回路２５は、減算回路１３
の出力信号値を減算回路１７の出力信号値で割り、その
結果を減算回路２６に出力する回路である。減算回路２
６は、除算回路２５の出力信号値とΦ１１記憶路２１の
出力信号値との差を求め、これを乗算回路２７に出力す
る回路である。乗算回路２７は、記憶回路２８が記憶し
た値に応じた値を減算回路２６の出力信号値に乗じて、
これを記録装置２９に出力する回路である。記憶回路２
８は外部から設定されるヘモグロビン濃度値を記憶する
回路である。
対数計算回路８，９、減算回路１３．１７、除算回路２
５、減算回路２６、乗算回路２７および記１回路２８か
ら第２の計算手段を構成する。
５、減算回路２６、乗算回路２７および記１回路２８か
ら第２の計算手段を構成する。
次に、このように構成された装置の動作を説明する。
ます、操作者は測定の対象となる生体組織３０を光源１
と光フィルタ２，３との間に設定する。このため対数計
算回路８，９からは生体組織３０を透過した波長λ 、
λ の透過光量１１（ｔ）、 Ｉ２ （ｔ＞の対数１ｏ
ａ１１ （ｔ）、１０ｇｌ２（ｔ）を示す信号が出力さ
れる。ここで前述した図示せぬ制御回路は所定のタイミ
ング信号を定常分抽出回路１１．１５８よびΦ１記憶回
路２１に出力する。この信号により定常分抽出回路１１
．１５は所定期間内に対数計算回路８，９から与えられ
る信号値の心拍１拍毎の定常分を抽出し、この平均値を
譚出し、その値を記憶する。ここで定常分抽出回路１１
が記憶する値が第２図に示す透過光量１１１の対数ＩＱ
！１Ｊ１１１でおり、定常分抽出回路１５が記憶する値
が第２図に示す透過光ａＸ１２の対数ｔｏｇＩ １２で
ある。またΦ１記憶回路２１も上記所定期間内に除算回
路２０から与えられる心拍１拍毎の信号値の平均値を求
め、これを記憶する。ここでΦ１記憶回路２１が記憶す
る値が（１３）式で示されるΦ１である。
と光フィルタ２，３との間に設定する。このため対数計
算回路８，９からは生体組織３０を透過した波長λ 、
λ の透過光量１１（ｔ）、 Ｉ２ （ｔ＞の対数１ｏ
ａ１１ （ｔ）、１０ｇｌ２（ｔ）を示す信号が出力さ
れる。ここで前述した図示せぬ制御回路は所定のタイミ
ング信号を定常分抽出回路１１．１５８よびΦ１記憶回
路２１に出力する。この信号により定常分抽出回路１１
．１５は所定期間内に対数計算回路８，９から与えられ
る信号値の心拍１拍毎の定常分を抽出し、この平均値を
譚出し、その値を記憶する。ここで定常分抽出回路１１
が記憶する値が第２図に示す透過光量１１１の対数ＩＱ
！１Ｊ１１１でおり、定常分抽出回路１５が記憶する値
が第２図に示す透過光ａＸ１２の対数ｔｏｇＩ １２で
ある。またΦ１記憶回路２１も上記所定期間内に除算回
路２０から与えられる心拍１拍毎の信号値の平均値を求
め、これを記憶する。ここでΦ１記憶回路２１が記憶す
る値が（１３）式で示されるΦ１である。
次に操作者は生体組織３０の血液の波長ハの光に対する
吸光係数を変化させる作業を行なう。吸光係数の変化は
、例えば血液の酸素飽和度を変化させるか、または色素
を注入することにより生じさせる。この吸光係数の変化
が生じた後、前述した図示せぬ制御回路は所定のタイミ
ング信号を定常分抽出回路１２．１６６よびΦ２記憶回
路２２に出力する。この信号により定常分抽出回路１２
．１６は所定期間内に対数計算回路８，９から与えられ
る信号値の心拍１拍毎の定常分を抽出し、その平均値を
算出しその値を記憶する。ここで定常分抽出回路１２が
記憶する値が第２図に示す透過光量Ｉ２１の対数１００
Ｉ２１であり、定常分抽出回路１６が記憶する値が第２
図に示す透過光量Ｉ２２の対数ｔｏ（ＪＩ２２である。
吸光係数を変化させる作業を行なう。吸光係数の変化は
、例えば血液の酸素飽和度を変化させるか、または色素
を注入することにより生じさせる。この吸光係数の変化
が生じた後、前述した図示せぬ制御回路は所定のタイミ
ング信号を定常分抽出回路１２．１６６よびΦ２記憶回
路２２に出力する。この信号により定常分抽出回路１２
．１６は所定期間内に対数計算回路８，９から与えられ
る信号値の心拍１拍毎の定常分を抽出し、その平均値を
算出しその値を記憶する。ここで定常分抽出回路１２が
記憶する値が第２図に示す透過光量Ｉ２１の対数１００
Ｉ２１であり、定常分抽出回路１６が記憶する値が第２
図に示す透過光量Ｉ２２の対数ｔｏ（ＪＩ２２である。
またΦ２記憶回路２２も上記所定の第２期間に除算回路
２０から与えられる心拍１拍毎の信号値の平均値を求め
、これを記憶する。ここで０２計算回路２２が記憶する
値が（１４）式で示されるΦ２である。
２０から与えられる心拍１拍毎の信号値の平均値を求め
、これを記憶する。ここで０２計算回路２２が記憶する
値が（１４）式で示されるΦ２である。
次に前述した図示せぬ制御回路は所定のタイミング信号
を虚血レベル針環回路２３．２４に出力する。
を虚血レベル針環回路２３．２４に出力する。
この信号により虚血レベル計算回路２３．２４は（１７
）式、（１８）式により虚血レベルＩ。１＝ＩＯ２の対
数ｔｏｇＩ ０１．”ｇＩ０２を算出し、その結果を記
憶する。
）式、（１８）式により虚血レベルＩ。１＝ＩＯ２の対
数ｔｏｇＩ ０１．”ｇＩ０２を算出し、その結果を記
憶する。
次に操作者はその濃度を測定すべき色素を生体３０に注
入する。減算回路１３．１７は、虚血レベル計算回路２
３．２４が記憶しているｔｏ！；］ Ｉ ０１．”ｇＩ
０２と対数計算回路８，９から出力される１ｏｉｌｌ１
１ （ｔ）。
入する。減算回路１３．１７は、虚血レベル計算回路２
３．２４が記憶しているｔｏ！；］ Ｉ ０１．”ｇＩ
０２と対数計算回路８，９から出力される１ｏｉｌｌ１
１ （ｔ）。
ＩＱ（Ｉ１２（ｔ）との差を計算し、これを除算回路２
５に出力している。従って除算回路２５は（２１）式に
示すＶ（ｔ）を出力する。このため減算回路２６はこの
里は）とΦ１記憶回路２１が記憶しているΦ１との差を
計算してこれを乗算回路２７に出力する。乗算回路２７
にはあらかじめ（Ｅｂ２／Ｅｇ）・Ｃｂの値が保持され
ている。この値の構成要素Ｃｂは記憶回路２８から出力
されるものであり、この例では生体＠織３０からあらか
じめ採取された血液のヘモグロビン濃度である。そして
乗算回路２７は減算回路２６カラ出力サレル（ｖ（ｔ）
−Φ ）の値１．： （Ｅ ｂ２／Ｅｇ）・Ｃｂを乗じ
てその結果を記録装置２９に出力する。こうして乗算回
路２７は（２５）式または（２６）式に示すＣ，（ｔ）
を計算して求めたことになる。このＣ，（ｔ）は記録装
置！２９によって全く連続的に記録される。
５に出力している。従って除算回路２５は（２１）式に
示すＶ（ｔ）を出力する。このため減算回路２６はこの
里は）とΦ１記憶回路２１が記憶しているΦ１との差を
計算してこれを乗算回路２７に出力する。乗算回路２７
にはあらかじめ（Ｅｂ２／Ｅｇ）・Ｃｂの値が保持され
ている。この値の構成要素Ｃｂは記憶回路２８から出力
されるものであり、この例では生体＠織３０からあらか
じめ採取された血液のヘモグロビン濃度である。そして
乗算回路２７は減算回路２６カラ出力サレル（ｖ（ｔ）
−Φ ）の値１．： （Ｅ ｂ２／Ｅｇ）・Ｃｂを乗じ
てその結果を記録装置２９に出力する。こうして乗算回
路２７は（２５）式または（２６）式に示すＣ，（ｔ）
を計算して求めたことになる。このＣ，（ｔ）は記録装
置！２９によって全く連続的に記録される。
この実施例において、虚血レベルの計算に用いられるΦ
２、ＩｏｇＩ ｌ０ｇＩ２２を求める場合、比較
的安定しているΦ 、 ｌｏｇＩ 、 １０（Ｊ
１１２（色素注入前の値）を求める場合と同様に単に心
拍１拍毎に１の値を求め、これらの平均値をとるように
した。しかし、Φ２、１０（ｌｌＩ２１．””２２は色
素注入後あるいは酸素飽和度の変化後の値でおるから急
激に変化している。このため、上記の方法では正確な値
が得られない。そこで、Φ２゜ｌ０ＣＩＩ２１． １０
（ＪＩ２７を算出するにあたって、夫々心拍１拍のデー
タから複数個の値を求め、これらの平均値を求める。次
にこのようにして求めた１伯毎の値をそのまま記憶して
おく。そして虚血レベルを求める際に１拍毎のΦ 、
＋ｏｇ■、 ｌ０ｇＩ２２ １２２とΦ１． Ｉｏａｌｌｌ、 ｆｏｏ１１２（
これらは安定しているので前述したように複数の心拍に
ついての平均値でよい）とを組合せて一拍毎にＩｏａＩ
ｏｌｌｏ［ｏ２を算出する。更に、これらのｌ０Ｎ０１
゜ＩＱ（］Ｉｏ２のうち、色素濃度が充分大で比較的安
定している範囲内にあるものを採り、それらを平均して
ｌｏｇＩｏｌ、 ｌｏｇＩｏ２の値とする。このよう
にすれば信頼性の高い） ｏｇ Ｉ ０１ 、 ｔｏ
（］ Ｉ ｏ２が求められ、正確な色素濃度変化を測定
することができる。
２、ＩｏｇＩ ｌ０ｇＩ２２を求める場合、比較
的安定しているΦ 、 ｌｏｇＩ 、 １０（Ｊ
１１２（色素注入前の値）を求める場合と同様に単に心
拍１拍毎に１の値を求め、これらの平均値をとるように
した。しかし、Φ２、１０（ｌｌＩ２１．””２２は色
素注入後あるいは酸素飽和度の変化後の値でおるから急
激に変化している。このため、上記の方法では正確な値
が得られない。そこで、Φ２゜ｌ０ＣＩＩ２１． １０
（ＪＩ２７を算出するにあたって、夫々心拍１拍のデー
タから複数個の値を求め、これらの平均値を求める。次
にこのようにして求めた１伯毎の値をそのまま記憶して
おく。そして虚血レベルを求める際に１拍毎のΦ 、
＋ｏｇ■、 ｌ０ｇＩ２２ １２２とΦ１． Ｉｏａｌｌｌ、 ｆｏｏ１１２（
これらは安定しているので前述したように複数の心拍に
ついての平均値でよい）とを組合せて一拍毎にＩｏａＩ
ｏｌｌｏ［ｏ２を算出する。更に、これらのｌ０Ｎ０１
゜ＩＱ（］Ｉｏ２のうち、色素濃度が充分大で比較的安
定している範囲内にあるものを採り、それらを平均して
ｌｏｇＩｏｌ、 ｌｏｇＩｏ２の値とする。このよう
にすれば信頼性の高い） ｏｇ Ｉ ０１ 、 ｔｏ
（］ Ｉ ｏ２が求められ、正確な色素濃度変化を測定
することができる。
第１図に示した実施例の説明において、虚血レベルを求
める場合と、求めた虚血レベルに基づいて色素希釈曲線
Ｃｇ（ｔ）を求める場合、操作者は夫々の場合について
所定の作業を必要とした。しかし、ある時点で色素注入
を行ない、その前後にわたってｌｏｇＩ （ｔ）、
ｌｏｇＩ２ （ｔ）を連続的に全で記録し、その後記録
したデータを分析することによって虚血レベルを求め、
この求めた虚血レベルから色素希釈曲線を求めるように
しても良い。
める場合と、求めた虚血レベルに基づいて色素希釈曲線
Ｃｇ（ｔ）を求める場合、操作者は夫々の場合について
所定の作業を必要とした。しかし、ある時点で色素注入
を行ない、その前後にわたってｌｏｇＩ （ｔ）、
ｌｏｇＩ２ （ｔ）を連続的に全で記録し、その後記録
したデータを分析することによって虚血レベルを求め、
この求めた虚血レベルから色素希釈曲線を求めるように
しても良い。
このようにすれば操作者は測定すべき生体組織に色素を
注入する作業を１度行なうだけで良いことになる。
注入する作業を１度行なうだけで良いことになる。
また、第１図に示した実施例はアナログ回路で構成した
ものであるが、光量検出手段から出力される信号をＡＤ
変換して、その後の処理を電子計算機を用いて行なえば
、迅速かつ高精度な測定結果が得られる。
ものであるが、光量検出手段から出力される信号をＡＤ
変換して、その後の処理を電子計算機を用いて行なえば
、迅速かつ高精度な測定結果が得られる。
［発明の効果］
以上説明したように、本発明によれば比較的無侵襲で全
く連続した血中色素の濃度変化を測定することができる
。
く連続した血中色素の濃度変化を測定することができる
。
第１図は本発明装置の構成ブロック図、第２図、第３図
は本発明装置の動作説明図である。 １・・・光源 ２，３・・・光フィルタ４．５
・・・受光素子 ８．９・・・対数計算回路１０、１４
・・・脈動分抽出回路 ２０、２５・・・除算回路 １１、１２．１５．１６・・・定常分抽出回路２１・・
・Φ１記憶回路 ２２・・・Φ２記憶回路２３、２４・
・・虚血レベル計算回路 １３、１７．２６・・・減算回路 ２７・・・乗算回路 ２８・・・記憶回路 ２９・・・記録装置代
理人 弁理士 本 １） 崇 を 第２図
は本発明装置の動作説明図である。 １・・・光源 ２，３・・・光フィルタ４．５
・・・受光素子 ８．９・・・対数計算回路１０、１４
・・・脈動分抽出回路 ２０、２５・・・除算回路 １１、１２．１５．１６・・・定常分抽出回路２１・・
・Φ１記憶回路 ２２・・・Φ２記憶回路２３、２４・
・・虚血レベル計算回路 １３、１７．２６・・・減算回路 ２７・・・乗算回路 ２８・・・記憶回路 ２９・・・記録装置代
理人 弁理士 本 １） 崇 を 第２図
Claims (3)
- （１）脈動する血液を含む生体組織を透過または反射し
た波長の異なる光の量を夫々連続して検出する光量検出
手段と、前記波長のいずれか１の波長の光に対する前記
血液の吸光性成分の濃度または吸光係数が変化したとき
にその変化の前後における前記光量検出手段が検出した
各波長の光量の定常分および脈動分に基づいて前記生体
組織の虚血時における前記各波長の透過光または反射光
の光量を計算して求める第１の計算手段と、この第１の
計算手段の計算結果と前記光量検出手段が検出した光量
とに基づいて前記血液中の所定の色素の濃度を計算して
連続的に求める第２の計算手段とを具備する血中色素の
濃度変化測定装置。 - （２）第１の計算手段は光量検出手段の出力をデイジタ
ル処理するプロセッサであることを特徴とする特許請求
の範囲第１項記載の血中色素の濃度変化測定装置。 - （３）第２の計算手段は、光量検出手段および第１の計
算手段の出力をデイジタル処理するプロセッサであるこ
とを特徴とする特許請求の範囲第１項または第２項記載
の血中色素の濃度変化測定装置。
Priority Applications (4)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| JP61314784A JPS63165757A (ja) | 1986-12-26 | 1986-12-26 | 血中色素の濃度変化測定装置 |
| DE19873782416 DE3782416T2 (de) | 1986-12-26 | 1987-12-24 | Vorrichtung zur messung der konzentrationsveraenderung eines blutpigmentes. |
| EP19870119210 EP0276477B1 (en) | 1986-12-26 | 1987-12-24 | Apparatus for measuring the change in the concentration of a pigment in blood |
| US07/743,618 US5190040A (en) | 1986-12-26 | 1991-08-12 | Apparatus for measuring the change in the concentration of a pigment in blood |
Applications Claiming Priority (1)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| JP61314784A JPS63165757A (ja) | 1986-12-26 | 1986-12-26 | 血中色素の濃度変化測定装置 |
Publications (2)
| Publication Number | Publication Date |
|---|---|
| JPS63165757A true JPS63165757A (ja) | 1988-07-09 |
| JPH0562541B2 JPH0562541B2 (ja) | 1993-09-08 |
Family
ID=18057551
Family Applications (1)
| Application Number | Title | Priority Date | Filing Date |
|---|---|---|---|
| JP61314784A Granted JPS63165757A (ja) | 1986-12-26 | 1986-12-26 | 血中色素の濃度変化測定装置 |
Country Status (3)
| Country | Link |
|---|---|
| EP (1) | EP0276477B1 (ja) |
| JP (1) | JPS63165757A (ja) |
| DE (1) | DE3782416T2 (ja) |
Cited By (1)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| JPH02111343A (ja) * | 1988-10-21 | 1990-04-24 | Koorin Denshi Kk | 反射型オキシメータ |
Families Citing this family (7)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| KR910002651B1 (ko) * | 1987-11-13 | 1991-04-27 | 스미또모 덴끼 고교 가부시끼가이샤 | 간 기능 검사 장치 |
| JPH01129838A (ja) * | 1987-11-13 | 1989-05-23 | Sumitomo Electric Ind Ltd | 肝機能検査装置 |
| JPH0657216B2 (ja) * | 1988-09-14 | 1994-08-03 | 住友電気工業株式会社 | 肝機能検査装置 |
| SE8902014L (sv) * | 1989-06-02 | 1990-12-03 | Gambro Ab | Autotransfusionssystem foer uppsamling, behandling och aaterfoering av en patients blod |
| EP0538275A1 (de) * | 1990-07-06 | 1993-04-28 | Kapsch Aktiengesellschaft | Verfahren und vorrichtung zur qualitativen und quantitativen bestimmung gewebespezifischer parameter eines biologischen gewebes |
| JP3364819B2 (ja) * | 1994-04-28 | 2003-01-08 | 日本光電工業株式会社 | 血中吸光物質濃度測定装置 |
| CN108872100B (zh) * | 2018-04-13 | 2021-01-08 | 浙江省计量科学研究院 | 一种多次增强光谱高精度氨气检测装置及检测方法 |
Family Cites Families (3)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| JPS5725217B2 (ja) * | 1974-10-14 | 1982-05-28 | ||
| US4167331A (en) * | 1976-12-20 | 1979-09-11 | Hewlett-Packard Company | Multi-wavelength incremental absorbence oximeter |
| ZA861179B (en) * | 1985-02-28 | 1986-12-30 | Boc Group Inc | Oximeter |
-
1986
- 1986-12-26 JP JP61314784A patent/JPS63165757A/ja active Granted
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1987
- 1987-12-24 EP EP19870119210 patent/EP0276477B1/en not_active Expired
- 1987-12-24 DE DE19873782416 patent/DE3782416T2/de not_active Expired - Fee Related
Cited By (1)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| JPH02111343A (ja) * | 1988-10-21 | 1990-04-24 | Koorin Denshi Kk | 反射型オキシメータ |
Also Published As
| Publication number | Publication date |
|---|---|
| DE3782416D1 (de) | 1992-12-03 |
| EP0276477B1 (en) | 1992-10-28 |
| EP0276477A1 (en) | 1988-08-03 |
| JPH0562541B2 (ja) | 1993-09-08 |
| DE3782416T2 (de) | 1993-03-11 |
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