JPS6392335A - 血中酸素飽和度モニタ方法および装置 - Google Patents
血中酸素飽和度モニタ方法および装置Info
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- JPS6392335A JPS6392335A JP62162184A JP16218487A JPS6392335A JP S6392335 A JPS6392335 A JP S6392335A JP 62162184 A JP62162184 A JP 62162184A JP 16218487 A JP16218487 A JP 16218487A JP S6392335 A JPS6392335 A JP S6392335A
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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
- A61B5/14551—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
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、血液の酸素飽和度を検出するモニタ装置およ
び方法であって、特に、個々の被測定考特イ1の酸素飽
和度曲線に基づいて、被測定者の血液により反射された
光の反射率から被測定者の血中酸素飽和度を非観血的に
且つ自動的に算出し得る装置および方法に関するもので
ある。
び方法であって、特に、個々の被測定考特イ1の酸素飽
和度曲線に基づいて、被測定者の血液により反射された
光の反射率から被測定者の血中酸素飽和度を非観血的に
且つ自動的に算出し得る装置および方法に関するもので
ある。
従来技術
血液中のヘモグロビンに対する酸素飽和度(Oxy8e
n 5aturation; OS )は、全ヘモグロ
ビン法度に対する二酸化ヘモグロビン(Hb O211
濃度の比率として定義される。血中酸素飽和度苓測定−
4る最も節111な方法の一つによれば、被測定者の血
液試料を採取して分析することか行われる。従来から、
このように1fft液試料を直接分析することにより、
被測定者の実際の血中酸素飽和度を最も正確に検出する
ことができるとされているが、かかる方法では、長時間
にわたって血中酸素飽和度を監視することはできなかっ
た。
n 5aturation; OS )は、全ヘモグロ
ビン法度に対する二酸化ヘモグロビン(Hb O211
濃度の比率として定義される。血中酸素飽和度苓測定−
4る最も節111な方法の一つによれば、被測定者の血
液試料を採取して分析することか行われる。従来から、
このように1fft液試料を直接分析することにより、
被測定者の実際の血中酸素飽和度を最も正確に検出する
ことができるとされているが、かかる方法では、長時間
にわたって血中酸素飽和度を監視することはできなかっ
た。
多くの診断状況では、組織の酸化の程度を連続的に測定
することが非常に重要とされ、一方では実際の血中酸素
飽和度が測定されることが望まれではいるが、血中酸素
飽和度61吋■連して変化する物理量を測定することで
充分な場合も多い。たとえば、手術室内などでは、通常
医師は被測定者の酸素飽和度の比較的大きな変化に専ら
留意しており、酸素飽和度の測定値(絶対値)をそれ程
必要とし7ない。このような状況では、血中の酸素量の
比較的大きな変化を検出し得る非観血式のオ・トシメー
タを用いることが有効となる場合がある。
することが非常に重要とされ、一方では実際の血中酸素
飽和度が測定されることが望まれではいるが、血中酸素
飽和度61吋■連して変化する物理量を測定することで
充分な場合も多い。たとえば、手術室内などでは、通常
医師は被測定者の酸素飽和度の比較的大きな変化に専ら
留意しており、酸素飽和度の測定値(絶対値)をそれ程
必要とし7ない。このような状況では、血中の酸素量の
比較的大きな変化を検出し得る非観血式のオ・トシメー
タを用いることが有効となる場合がある。
へモグ[1ピンと二酸化ヘモグロビンとで14その吸光
スペクトルが異なるため、このような吸光スペクトルの
差異に基づいて光学オキシメータが構成される。現在ま
での光学オキシメータの大半は、透過型測定法に基づい
て血中酸素飽和度を決定する形式のものである。かかる
光学オキシメータにおいては、たとえば指や耳朶などの
伺属肢に透過光が通される。このイ4属肢に入射する]
1;Iのi3過光の特性と付属肢を通過した後の透過光
の特性とを比較することにより、酸素濃度を算出するこ
とができる。しかし、このような透過型測定法には、生
体において光が通過し得る程度に薄い部分にし7か適用
されないという問題があった。
スペクトルが異なるため、このような吸光スペクトルの
差異に基づいて光学オキシメータが構成される。現在ま
での光学オキシメータの大半は、透過型測定法に基づい
て血中酸素飽和度を決定する形式のものである。かかる
光学オキシメータにおいては、たとえば指や耳朶などの
伺属肢に透過光が通される。このイ4属肢に入射する]
1;Iのi3過光の特性と付属肢を通過した後の透過光
の特性とを比較することにより、酸素濃度を算出するこ
とができる。しかし、このような透過型測定法には、生
体において光が通過し得る程度に薄い部分にし7か適用
されないという問題があった。
上記のような透過光を用いる形式のオキシメータに対し
て、血中酸素飽和度の測定に反射光を適用する形式の反
射オキシメータの近年の発達にはかなり興味深いものが
ある。このような反射オキシメータは、被測定者の体に
おいて透過光を用いる形式の測定に適さない部分の血中
酸素飽和度を測定する場合に特に有効なものであり、そ
の試用結果により、血中酸素量を正確に示し得ることが
判った。
て、血中酸素飽和度の測定に反射光を適用する形式の反
射オキシメータの近年の発達にはかなり興味深いものが
ある。このような反射オキシメータは、被測定者の体に
おいて透過光を用いる形式の測定に適さない部分の血中
酸素飽和度を測定する場合に特に有効なものであり、そ
の試用結果により、血中酸素量を正確に示し得ることが
判った。
上記反射オキシメータの構成に関する論文は、「動脈内
酸素飽和度の非観血的測定のための反射オキシメータシ
ステムに関する理論および開発:イツァク・メンデルソ
ン著(公開博士論文: 1983年発行、ミシガン州、
アン・テーバ−。ユニハシティ・マイクロフィルム第8
329355 号)」の中に含まれている。また、血液
の光学的特性に関する論文は、「血液内における光学的
拡散:ナラヤナン・R,ピシャロティ著(公開博士論文
: 1971年発行、ミシガン州、アン・アーハー、ユ
ニハシティ・マイクロフィルム第7124861号)」
に含まれている。
酸素飽和度の非観血的測定のための反射オキシメータシ
ステムに関する理論および開発:イツァク・メンデルソ
ン著(公開博士論文: 1983年発行、ミシガン州、
アン・テーバ−。ユニハシティ・マイクロフィルム第8
329355 号)」の中に含まれている。また、血液
の光学的特性に関する論文は、「血液内における光学的
拡散:ナラヤナン・R,ピシャロティ著(公開博士論文
: 1971年発行、ミシガン州、アン・アーハー、ユ
ニハシティ・マイクロフィルム第7124861号)」
に含まれている。
上記の他にも、血液やその他の試料における光の挙動を
分析解明する試みが多数為されており、下記はそれらの
内の代表的なものである。
分析解明する試みが多数為されており、下記はそれらの
内の代表的なものである。
[光学におりる強度光拡散の試料に関する新解釈・第1
部:ポール・クヘルカ著(1948年5月発行、米国光
学協会ジャーナル第38巻M5)」「血液における光学
的透過および反射:R,J。
部:ポール・クヘルカ著(1948年5月発行、米国光
学協会ジャーナル第38巻M5)」「血液における光学
的透過および反射:R,J。
ストロコウスキー、N、R,ビシャロティ共著(197
0年4月発行、 IEEE、生物医学下学会99.Vo
1.BME47. No、2 ) J 「血液における光学的拡散:カーティス・C。
0年4月発行、 IEEE、生物医学下学会99.Vo
1.BME47. No、2 ) J 「血液における光学的拡散:カーティス・C。
ジョンソン著(1970年4月発行、 IEEE、生物
医学工学会報、 Vol、BME−17,Na 2 )
J血中酸素飽和度の測定に光学的特性を利用する形式
の様々な方法および装置は、特許公報の中にも記載され
ている。透過型オキシメータに関する代表的なものとし
ては、米国特許第4,586,513号;第4,446
,871 号;第4,407,290号;第4.226
,554号:第4,167.331号;および第3.9
98.550号が挙げられる。また、反射オキシメータ
の装置および技術構成は、米国特許第4,447,15
0号;第4,086゜915号および第3,825,3
42号に概略的に記載されている。
医学工学会報、 Vol、BME−17,Na 2 )
J血中酸素飽和度の測定に光学的特性を利用する形式
の様々な方法および装置は、特許公報の中にも記載され
ている。透過型オキシメータに関する代表的なものとし
ては、米国特許第4,586,513号;第4,446
,871 号;第4,407,290号;第4.226
,554号:第4,167.331号;および第3.9
98.550号が挙げられる。また、反射オキシメータ
の装置および技術構成は、米国特許第4,447,15
0号;第4,086゜915号および第3,825,3
42号に概略的に記載されている。
上述した文献に記載されているように測定技術は改良さ
れているが、従来のオキシメータにおいては、反射光を
用いて非観血的に血中酸素飽和度を測定することは充分
に行われておらず、特に、被測定者の血液中の酸素飽和
度を迅速口、つ容易に算出し得る非観血的な反射型オキ
シメータが望まれてきた。本発明は、このような課題を
解決するために為されたものである。
れているが、従来のオキシメータにおいては、反射光を
用いて非観血的に血中酸素飽和度を測定することは充分
に行われておらず、特に、被測定者の血液中の酸素飽和
度を迅速口、つ容易に算出し得る非観血的な反射型オキ
シメータが望まれてきた。本発明は、このような課題を
解決するために為されたものである。
発明の要旨
本発明においては、光学技術を用いることにより、ヘモ
グロビンと二酸化ヘモグロビンとの吸光スペクトルにお
ける差を利用して、被測定者の血中の酸素飽和度が非観
血的に決定される。その最も簡単な態様では、被測定者
の血液に2種類の異なる波長の光を照射する手段と、血
液により反射された反射光の強度を測定する手段と、そ
の反射光の強度を予め求められた酸素飽和度曲線に対応
させて血中酸素飽和度を決定する手段と、が含まれる。
グロビンと二酸化ヘモグロビンとの吸光スペクトルにお
ける差を利用して、被測定者の血中の酸素飽和度が非観
血的に決定される。その最も簡単な態様では、被測定者
の血液に2種類の異なる波長の光を照射する手段と、血
液により反射された反射光の強度を測定する手段と、そ
の反射光の強度を予め求められた酸素飽和度曲線に対応
させて血中酸素飽和度を決定する手段と、が含まれる。
2つの光源のうちの一方からは、ヘモグロビンおよび二
酸化ヘモグロビンの吸光係数が略同じとなる波長の光が
発射されるとともに、他方の光源からは、ヘモグロビン
の吸光係数と二酸化ヘモグロビンの吸光係数とが互いに
大きく異なる波長の光が発射されるようになっている。
酸化ヘモグロビンの吸光係数が略同じとなる波長の光が
発射されるとともに、他方の光源からは、ヘモグロビン
の吸光係数と二酸化ヘモグロビンの吸光係数とが互いに
大きく異なる波長の光が発射されるようになっている。
装置内で検出される反射光強度を表す反射光信号には、
各光源に対応して交流成分と直流成分とがそれぞれ含ま
れている。各反射光信号の交流成分は、センサの出力か
ら弁別されるとともにそれ等の交流成分間の電圧振幅比
が算出される。この電圧振幅比が、酸素飽和度曲線に対
応させられることにより、血中の酸素飽和度が表示され
るようになっている。
各光源に対応して交流成分と直流成分とがそれぞれ含ま
れている。各反射光信号の交流成分は、センサの出力か
ら弁別されるとともにそれ等の交流成分間の電圧振幅比
が算出される。この電圧振幅比が、酸素飽和度曲線に対
応させられることにより、血中の酸素飽和度が表示され
るようになっている。
上記酸素飽和度曲線は、個々の被測定者に対応した経験
的なデータをあまり修正することなく形成されている。
的なデータをあまり修正することなく形成されている。
すなわち、先ずこの曲線上において、100%よりも大
きいと予想される仮の酸素飽和度に対応したY切片であ
る第1点を、血液の光学的特性に関連した周知の定数を
複数用いることにより算出して決定する。続いて、被測
定者が純粋酸素を吸入させられている短期間中に酸素飽
和度を測定し、これを酸素飽和度100%を示す第2点
とする。前記板のY切片は、被測定者個々に関して略一
定の値である。しかしながら、酸素飽和度曲線の傾きは
、個々の被測定者によって変化する。したがって、曲線
上の第2点を上述の方法に従って決定することにより、
個々の被測定者毎に特有の酸素飽和度曲線を得ることが
できる。
きいと予想される仮の酸素飽和度に対応したY切片であ
る第1点を、血液の光学的特性に関連した周知の定数を
複数用いることにより算出して決定する。続いて、被測
定者が純粋酸素を吸入させられている短期間中に酸素飽
和度を測定し、これを酸素飽和度100%を示す第2点
とする。前記板のY切片は、被測定者個々に関して略一
定の値である。しかしながら、酸素飽和度曲線の傾きは
、個々の被測定者によって変化する。したがって、曲線
上の第2点を上述の方法に従って決定することにより、
個々の被測定者毎に特有の酸素飽和度曲線を得ることが
できる。
実施例
以下、本発明の−・実施例を図面に基づいて詳細に説明
する。
する。
第1図には、本実施例の非観血式のモニタ装置10が示
されている。検出器12は、被測定者の組織14の一部
を覆うように配置されて、2つの発光ダイオード(LE
D)16および18から発射される光が組織14中の動
脈血により反射されるようになっている。本実施例では
、LED16からは波長660nmの赤色光か、またL
BD18からは波JK900nmの赤外線が発射される
ように設定されている。しかし、これらの波長は必ずし
も上記のように限定されるものではなく、一方のLED
からは、ヘモグロビンの吸光係数と二酸化ヘモグロビン
の吸光係数とが略同じである波長の光が発射され、他方
のL E Dからは、これら吸光係数が互いに異なる波
長の光が発射されるように1 へ 設定されれば良いのである。また、これらLED16お
よび18に替えて、所望の波長の単色光を発生さセるレ
ーザダイオードを用いても差支えない。したがって、本
実施例においては、検出器12が配置手段に相当し、発
光ダイオ−F16が第1発光ダイオードに、また発光ダ
イオード18が第2発光ダイオードに相当する。
されている。検出器12は、被測定者の組織14の一部
を覆うように配置されて、2つの発光ダイオード(LE
D)16および18から発射される光が組織14中の動
脈血により反射されるようになっている。本実施例では
、LED16からは波長660nmの赤色光か、またL
BD18からは波JK900nmの赤外線が発射される
ように設定されている。しかし、これらの波長は必ずし
も上記のように限定されるものではなく、一方のLED
からは、ヘモグロビンの吸光係数と二酸化ヘモグロビン
の吸光係数とが略同じである波長の光が発射され、他方
のL E Dからは、これら吸光係数が互いに異なる波
長の光が発射されるように1 へ 設定されれば良いのである。また、これらLED16お
よび18に替えて、所望の波長の単色光を発生さセるレ
ーザダイオードを用いても差支えない。したがって、本
実施例においては、検出器12が配置手段に相当し、発
光ダイオ−F16が第1発光ダイオードに、また発光ダ
イオード18が第2発光ダイオードに相当する。
光電検出器20は、組織14により反射された反射光の
直流成分と交流成分との合成光を表す電気的な反射光信
号を出力するものである。通常、LED16および18
は一定の周波数にて交互に点滅させられるとともに、光
電検出器20は波長の異なる反射光を交互に受けて反射
光信号を交互に出力する。この反射光信号がフィルタ2
2を通されると、1. E D 16および18からの
光の各波長内のAC電圧成分に対応するAC電圧信号ν
1およびν2がそれぞれ発汁させられる。これらAC電
圧信号ν、およびν2は、電圧振幅比回路24により処
理された後に出力装置26において酸素飽和度が表示さ
れるようになっている。したがって、本実施例において
は、光電検出器20およびフィルタ22が検出1段とし
て機能し、電圧振幅比回路24が演算手段および血中酸
素飽和度算出手段として機能する。
直流成分と交流成分との合成光を表す電気的な反射光信
号を出力するものである。通常、LED16および18
は一定の周波数にて交互に点滅させられるとともに、光
電検出器20は波長の異なる反射光を交互に受けて反射
光信号を交互に出力する。この反射光信号がフィルタ2
2を通されると、1. E D 16および18からの
光の各波長内のAC電圧成分に対応するAC電圧信号ν
1およびν2がそれぞれ発汁させられる。これらAC電
圧信号ν、およびν2は、電圧振幅比回路24により処
理された後に出力装置26において酸素飽和度が表示さ
れるようになっている。したがって、本実施例において
は、光電検出器20およびフィルタ22が検出1段とし
て機能し、電圧振幅比回路24が演算手段および血中酸
素飽和度算出手段として機能する。
」−述した各部品の機能は、当業者には周知の電子的部
品および技術を適用することにより構成されるものであ
る。このようにして構成された例としては、たとえば、
米国特許第4,447,150号には、血液試料を2つ
の波長の光で照射するとともにその血液により反射され
た光を表す信号を検出する形式の装置が記載されている
。また、米国特許第4.586,513号には、血液の
反射光を表す信号中の交流成分を電気的に表す信号を検
出する形式の装置が記載されている。
品および技術を適用することにより構成されるものであ
る。このようにして構成された例としては、たとえば、
米国特許第4,447,150号には、血液試料を2つ
の波長の光で照射するとともにその血液により反射され
た光を表す信号を検出する形式の装置が記載されている
。また、米国特許第4.586,513号には、血液の
反射光を表す信号中の交流成分を電気的に表す信号を検
出する形式の装置が記載されている。
反射光信号と血中酸素飽和度とを関連さセる際には、反
射光信号の交流成分を利用すると非常に有効である。心
臓の収縮時に血液容量が増加した状態では、より多くの
光が血液により吸収される一方、被測定者の皮膚にお番
Jる光の反射量が減少する。これに対し、心臓の拡張時
には、皮膚部の■b 血液量が増加するとともに、この増加に比例して反射光
の強度が増加する。一般に、反射光信号間の交流成分に
おける振幅比は、骨、髪、および皮膚色素などの変化し
ない吸光体によってはあまり影響を受けないのである。
射光信号の交流成分を利用すると非常に有効である。心
臓の収縮時に血液容量が増加した状態では、より多くの
光が血液により吸収される一方、被測定者の皮膚にお番
Jる光の反射量が減少する。これに対し、心臓の拡張時
には、皮膚部の■b 血液量が増加するとともに、この増加に比例して反射光
の強度が増加する。一般に、反射光信号間の交流成分に
おける振幅比は、骨、髪、および皮膚色素などの変化し
ない吸光体によってはあまり影響を受けないのである。
以上のように構成された技術を試用した結果、反射光信
号間の振幅比と血中酸素飽和度との間には直線的な関係
が成立することが判明した。経験的なデータに基づいて
、次の回帰式(])に示す関係が成立する。
号間の振幅比と血中酸素飽和度との間には直線的な関係
が成立することが判明した。経験的なデータに基づいて
、次の回帰式(])に示す関係が成立する。
0□飽和度−A−B (1,/I、、) = −
・(1)但し、AおよびBは相関線の回帰定数、1、は
後方散乱された赤色光の交流成分の相対強度、および■
、、、は後方散乱された赤外線の交流成分の相対強度で
ある。
・(1)但し、AおよびBは相関線の回帰定数、1、は
後方散乱された赤色光の交流成分の相対強度、および■
、、、は後方散乱された赤外線の交流成分の相対強度で
ある。
−上記I、およびl i+’の強度比は、次式(2)の
関係から電圧比と関連づけられる。
関係から電圧比と関連づけられる。
1、 /Ti、= (vn+−−vsr) / (Vn
i、−VSi、)・・・(2) 但し、 ■9、;心臓拡張時のパルスにおける赤色光の電圧 VDir:心臓拡張時のパルスにおける赤外線の電圧 VSr:心臓収縮時のパルスにおける赤色光の電圧 VSir:心臓収縮時のパルスにおりる赤外線の電圧 血中酸素飽和度に関する一上記(1)および(2)式は
、経験的データに回帰曲線を適合させるような標準的な
統計技術を用いるごとにより得られるものである。第2
図には、前記回帰曲線を形成するデータ群の一例が示さ
れており、Vlおよび■2は(2)式の分子および分母
をそれぞれ表している。
i、−VSi、)・・・(2) 但し、 ■9、;心臓拡張時のパルスにおける赤色光の電圧 VDir:心臓拡張時のパルスにおける赤外線の電圧 VSr:心臓収縮時のパルスにおける赤色光の電圧 VSir:心臓収縮時のパルスにおりる赤外線の電圧 血中酸素飽和度に関する一上記(1)および(2)式は
、経験的データに回帰曲線を適合させるような標準的な
統計技術を用いるごとにより得られるものである。第2
図には、前記回帰曲線を形成するデータ群の一例が示さ
れており、Vlおよび■2は(2)式の分子および分母
をそれぞれ表している。
第2図により明らかなように、データ群により、(1)
式において成立させられた関係に適合する略直線的な曲
線30が決定される。この曲線30が経験的データから
算出された場合には、反射光信号間の振幅比を測定する
とともにこの振幅比を曲線30と相関させることにより
、酸素飽和度を算出することができる。なお、曲線30
は、同一の被測定者において繰り返し測定が行われた結
果得られた経験的データに基づいて決定されるものであ
る。一方、多数の被測定者における測定結果を平均化し
ζ得られたデータに基づいて回帰曲線を求めることも可
能である。しかし、そのようにして得られた曲線では、
個々の被測定者毎に求められた曲線と比較して正確さに
欠けるおそれがある。
式において成立させられた関係に適合する略直線的な曲
線30が決定される。この曲線30が経験的データから
算出された場合には、反射光信号間の振幅比を測定する
とともにこの振幅比を曲線30と相関させることにより
、酸素飽和度を算出することができる。なお、曲線30
は、同一の被測定者において繰り返し測定が行われた結
果得られた経験的データに基づいて決定されるものであ
る。一方、多数の被測定者における測定結果を平均化し
ζ得られたデータに基づいて回帰曲線を求めることも可
能である。しかし、そのようにして得られた曲線では、
個々の被測定者毎に求められた曲線と比較して正確さに
欠けるおそれがある。
ここで、曲線30が第3図中破線で示すように上方に伸
びている場合には、酸素飽和度100%に対応する点を
通過して、100%よりも大きい仮の血中酸素飽和度に
対応する点においてY軸を横切る。このように仮の血中
酸素飽和度に対応する点は、それ自体生理的には意味を
成さないのであるが、仮のY切片(回帰定数A)は異な
る被測定者間においてもかなり一定となる傾向にある。
びている場合には、酸素飽和度100%に対応する点を
通過して、100%よりも大きい仮の血中酸素飽和度に
対応する点においてY軸を横切る。このように仮の血中
酸素飽和度に対応する点は、それ自体生理的には意味を
成さないのであるが、仮のY切片(回帰定数A)は異な
る被測定者間においてもかなり一定となる傾向にある。
しかしながら、この回帰曲線の傾き(回帰定数B)は被
測定者毎に異なることが多い。
測定者毎に異なることが多い。
本実施例の測定方法においては、個々の被測定者に対す
る血中酸素飽和度曲線を形成するために用いられる回帰
定数を数学的に算出する手段が設けられでいることから
、経験的データを求める必要がなくなる。特に、仮のY
切片へは、次式(3)の関係を用いて算出され、また酸
素飽和度100%に対応する点は、被測定者が短期間内
において純粋酸素を吸入した後に測定されるごとにより
決定される。
る血中酸素飽和度曲線を形成するために用いられる回帰
定数を数学的に算出する手段が設けられでいることから
、経験的データを求める必要がなくなる。特に、仮のY
切片へは、次式(3)の関係を用いて算出され、また酸
素飽和度100%に対応する点は、被測定者が短期間内
において純粋酸素を吸入した後に測定されるごとにより
決定される。
・Y切片の計算
A−[(Kn・WD、)/ (35・HH−K[+、・
(Wor−WIlrN l + [W++r/
(War Wor)1・ ・ ・(3) 但し、 KIl =血液による散乱 Kor:波長660nmの光に対する心臓拡張時におけ
る組織および血液によ る散乱 I(、−血液中に示すヘモグロビン体積の割合 Wnr:波長660nmの光に対する心臓拡張時におけ
る組織および血液によ る吸光 WRr:波長660nmの光に対する還元ヘモグロビン
の吸光係数 Wo−波長6601mの光に対する酸化ヘモグロビンの
吸光係数 (3)式の第1項の大きさは非常に小さいため、これを
無視しでもY切片Aの算出に支障はない。第2項は、た
とえば660nmの波長(赤色光)において酸化ヘモグ
ロビンおよび還元ヘモグロビンの吸光係数から構成され
ている。これらの値は、血液を照射する先の波長に関連
する定数として知られている。したがって、Y切片はこ
れらの吸光係数を(3)式の第2項に代入することによ
り算出される。たとえば、照射光の波長が660nmで
ある場合には、吸光係数W□の値が1.732、および
吸光係数W。rの値が0.211であり、これらを(3
)式の第2項に代入すると、Y切片は113%と算出さ
れるのである。
(Wor−WIlrN l + [W++r/
(War Wor)1・ ・ ・(3) 但し、 KIl =血液による散乱 Kor:波長660nmの光に対する心臓拡張時におけ
る組織および血液によ る散乱 I(、−血液中に示すヘモグロビン体積の割合 Wnr:波長660nmの光に対する心臓拡張時におけ
る組織および血液によ る吸光 WRr:波長660nmの光に対する還元ヘモグロビン
の吸光係数 Wo−波長6601mの光に対する酸化ヘモグロビンの
吸光係数 (3)式の第1項の大きさは非常に小さいため、これを
無視しでもY切片Aの算出に支障はない。第2項は、た
とえば660nmの波長(赤色光)において酸化ヘモグ
ロビンおよび還元ヘモグロビンの吸光係数から構成され
ている。これらの値は、血液を照射する先の波長に関連
する定数として知られている。したがって、Y切片はこ
れらの吸光係数を(3)式の第2項に代入することによ
り算出される。たとえば、照射光の波長が660nmで
ある場合には、吸光係数W□の値が1.732、および
吸光係数W。rの値が0.211であり、これらを(3
)式の第2項に代入すると、Y切片は113%と算出さ
れるのである。
血中酸素飽和度曲線の第2点は、個々の被測定者の酸素
飽和度が100%となる点を測定することにより得られ
る。この第2点は、被測定者が純粋酸素を血中酸素飽和
度が100%となるために充分な14旧(11吸入した
後の各波長の反射光間におiする電圧振幅比を測定する
ことにより決定されるものであり、この点によっ゛ζ酸
素飽和度曲前22の傾きが決定される。
飽和度が100%となる点を測定することにより得られ
る。この第2点は、被測定者が純粋酸素を血中酸素飽和
度が100%となるために充分な14旧(11吸入した
後の各波長の反射光間におiする電圧振幅比を測定する
ことにより決定されるものであり、この点によっ゛ζ酸
素飽和度曲前22の傾きが決定される。
以上のように決定された第1点および第2点により、酸
素飽和度曲線32は、第4図に示すように、下方におい
゛ζ補間法が施されることにより得られる。この酸素飽
和度曲線32が形成されれば、被測定者の血中酸素飽和
度は、各波長におLJる反射光信号間の振幅比を測定す
るとともにその振幅比と酸素飽和度曲線32とから決定
されるのである。
素飽和度曲線32は、第4図に示すように、下方におい
゛ζ補間法が施されることにより得られる。この酸素飽
和度曲線32が形成されれば、被測定者の血中酸素飽和
度は、各波長におLJる反射光信号間の振幅比を測定す
るとともにその振幅比と酸素飽和度曲線32とから決定
されるのである。
上述のように、酸素飽和度曲線32の傾きBは、個々の
被測定者毎に胃なることが多い。第4図aには、それぞ
れ異なる被測定者の血液特性により決定された固有の傾
きを有する一群の仮の酸素飽和度曲線32.32’、お
よび321′が示されている。
被測定者毎に胃なることが多い。第4図aには、それぞ
れ異なる被測定者の血液特性により決定された固有の傾
きを有する一群の仮の酸素飽和度曲線32.32’、お
よび321′が示されている。
第5図には、本実施例の方法により算出された回帰定数
を適用した非観血式モニタ装置38が概略的に示されて
いる。このモニタ装置38は、第1図に示す装置IOと
基本的な構成部品においては同様であるが、電圧振幅比
回路24の出力は、メモリ34および36から出力され
た回帰定数AおよびBと共にマイクロプロセノザ28に
供給されて、予め記憶された前記(1)乃至(3)式に
示された回帰式および関係から酸素飽和度が算出される
よう乙こなっている。すなわち、図示しない入カキ−を
操作することにより使用する波長(赤色光)の17元ヘ
モグロビンの吸光係数WRrおよび酸化ヘモグロビンの
吸光係数W。rか入力され、或いは予めプローブに設け
られたEPROMからWRrおよびWo、、が供給され
るとともに、予め記憶された(3)式からそれ等WRr
およびW。−こ基づいて回帰定数A(第1点)が算出さ
れてメモリ34に記1.σされる。
を適用した非観血式モニタ装置38が概略的に示されて
いる。このモニタ装置38は、第1図に示す装置IOと
基本的な構成部品においては同様であるが、電圧振幅比
回路24の出力は、メモリ34および36から出力され
た回帰定数AおよびBと共にマイクロプロセノザ28に
供給されて、予め記憶された前記(1)乃至(3)式に
示された回帰式および関係から酸素飽和度が算出される
よう乙こなっている。すなわち、図示しない入カキ−を
操作することにより使用する波長(赤色光)の17元ヘ
モグロビンの吸光係数WRrおよび酸化ヘモグロビンの
吸光係数W。rか入力され、或いは予めプローブに設け
られたEPROMからWRrおよびWo、、が供給され
るとともに、予め記憶された(3)式からそれ等WRr
およびW。−こ基づいて回帰定数A(第1点)が算出さ
れてメモリ34に記1.σされる。
また、被測定者に純粋酸素を吸入させたときの電圧振幅
比回路24の出力信号から酸素飽和度が100%のとき
の電圧振幅比(Vl /V2 )を示す J 第2点を決定し、それ等第1点および第2点を結ぶ直線
の傾きである回帰定数Bを決定してメモリ36に記1゜
aする。そし2て、それら回帰定数AおよびBと、(1
)式とから、実際の電圧振幅比(V、/V2)に基づい
て実際の酸素飽和度が算出されるのである。したかって
、本実施例においては、マイクロブlコセノザ28が演
算手段および血中酸素飽和度算出手段として機能する。
比回路24の出力信号から酸素飽和度が100%のとき
の電圧振幅比(Vl /V2 )を示す J 第2点を決定し、それ等第1点および第2点を結ぶ直線
の傾きである回帰定数Bを決定してメモリ36に記1゜
aする。そし2て、それら回帰定数AおよびBと、(1
)式とから、実際の電圧振幅比(V、/V2)に基づい
て実際の酸素飽和度が算出されるのである。したかって
、本実施例においては、マイクロブlコセノザ28が演
算手段および血中酸素飽和度算出手段として機能する。
第5図のモニタ装置3Bにおいて適用されている構成部
品および技術は、前述の刊行物などに記載され゛C当業
者には周知のものである。
品および技術は、前述の刊行物などに記載され゛C当業
者には周知のものである。
なお、−上述したのはあくまでも本発明の一実施例であ
り、本発明はその精神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。
り、本発明はその精神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。
第1図は本発明の簡略化された一実施例である非観血式
の血中酸素飽和度モニタ装置の構成を概略的に示すブロ
ック線図である。第2図は第1図のモニタ装置から得ら
れるデータを回帰的に分析することにより求められる酸
素飽和度曲線を示すグラフである。第3図は、第2図に
示されるデータにより決定されろ、100%以上の酸素
飽和度に対応する仮のY切片に補間法が施された酸素飽
和度曲線を示すグラフである。第4図は、本発明の方法
における関係を適用した補間法により形成された酸素飽
和度関係曲線を示すグラフである。 第4図aは、個々の被測定者に対応して互いに異なる固
有の傾きを有する、本発明の方法により形成された一群
の曲線を示すグラフである。第5図は、第1図のモニタ
装置に、反射光信号の電圧振幅比と第4図に示す酸素飽
和度曲線のうちの一つとを比較する手段を加えた形式の
装置を概略的に示すブロック線図である。 io、3s:モニタ装置(Illllllll超酸素飽
和度モニ タ装置検出器(配置手段) 16二発光ダイオード(第1発光ダイオード)18二発
光ダイオー1” (第2発光ダイオード)出願人 コ
ーリン電子株式会社 (■ゾV2) 第2図 (■ゾV2) 第3図 (■ゾv2) (■ゾV2) 手続補正書く自発〉 昭和62年8月25日
の血中酸素飽和度モニタ装置の構成を概略的に示すブロ
ック線図である。第2図は第1図のモニタ装置から得ら
れるデータを回帰的に分析することにより求められる酸
素飽和度曲線を示すグラフである。第3図は、第2図に
示されるデータにより決定されろ、100%以上の酸素
飽和度に対応する仮のY切片に補間法が施された酸素飽
和度曲線を示すグラフである。第4図は、本発明の方法
における関係を適用した補間法により形成された酸素飽
和度関係曲線を示すグラフである。 第4図aは、個々の被測定者に対応して互いに異なる固
有の傾きを有する、本発明の方法により形成された一群
の曲線を示すグラフである。第5図は、第1図のモニタ
装置に、反射光信号の電圧振幅比と第4図に示す酸素飽
和度曲線のうちの一つとを比較する手段を加えた形式の
装置を概略的に示すブロック線図である。 io、3s:モニタ装置(Illllllll超酸素飽
和度モニ タ装置検出器(配置手段) 16二発光ダイオード(第1発光ダイオード)18二発
光ダイオー1” (第2発光ダイオード)出願人 コ
ーリン電子株式会社 (■ゾV2) 第2図 (■ゾV2) 第3図 (■ゾv2) (■ゾV2) 手続補正書く自発〉 昭和62年8月25日
Claims (20)
- (1)血中酸素飽和度モニタ装置であって、第1波長を
有する第1光線を発射する第1光源と、 第2波長を有する第2光線を発射する第2光源と、 前記第1光源および第2光源を血液試料が照射されるよ
うに配置する配置手段と、 前記第1および第2光線の前記血液試料により反射され
た反射光を受光して、該反射光の交流成分に対応する一
対の出力信号を発生する検出手段と、 前記一対の出力信号のそれぞれの交流電圧成分の比を求
める演算手段と、 前記交流電圧成分の比を、個々の被測定者の血中酸素飽
和度特性をそれぞれ表す酸素飽和度曲線に関連させるこ
とにより、血中酸素飽和度を算出を含むことを特徴とす
る血中酸素飽和度モニタ装置。 - (2)前記第1および第2光源は第1および第2発光ダ
イオードをそれぞれ備えたものである特許請求の範囲第
1項に記載の血中酸素飽和度モニタ装置。 - (3)前記第1および第2光源は第1および第2レーザ
光源を含むものである特許請求の範囲第1項に記載の血
中酸素飽和度モニタ装置。 - (4)前記第1発光ダイオードは赤色に対応する波長の
光を供給し、前記第2発光ダイオードは赤外線に対応す
る波長の光を供給するものである特許請求の範囲第2項
に記載の血中酸素飽和度モニタ装置。 - (5)前記酸素飽和度曲線は、前記第1波長において血
液の光学的特性を利用して算出された第1データポイン
トと、前記個々の被測定者毎に固有の酸素飽和度を表す
点となる第2データポイントとによって決定されるもの
である特許請求の範囲第4項に記載の血中酸素飽和度モ
ニタ装置。 - (6)前記第1データポイントは、次式 (W_R_r−W_O_r)/W_R_r 但しW_R_rは赤色光における還元ヘモグロビンの吸
光係数でありまたW_O_rは赤色光における酸化ヘモ
グロビンの吸光係数で ある により決定されるものである特許請求の範囲第4項に記
載の血中酸素飽和度モニタ装置。 - (7)前記第2データポイントは前記個々の被測定者毎
に異なる100%の血中酸素飽和度を表す点により決定
されるものである特許請求の範囲第1項に記載の血中酸
素飽和度モニタ装置。 - (8)血中酸素飽和度モニタ装置であって、第1波長を
有する光を供給する第1発光ダイオードと、 第2波長を有する光を供給する第2発光ダイオードと、 血液試料が照射されるように前記第1および第2発光ダ
イオードを配置する配置手段と、 前記血液試料により反射された光を受光するとともに、
前記第1および第2発光ダイオードからそれぞれ供給さ
れた光の反射光に含まれる交流成分に対応する出力信号
をそれぞれ供給する検出手段と、 前記各反射光に含まれる交流成分の比を演算する演算手
段と、 前記第1波長の光に対する前記血液試料の吸光係数の比
に対応する第1データポイントと、個々の被測定者にお
いて固有の血中酸素飽和度を表す第2データポイントと
の直線的関係により決定される酸素飽和度曲線から前記
交流成分の比に基づいて血中酸素飽和度を算出する血中
酸素飽和度算出手段と、 を含むことを特徴とする血中酸素飽和度モニタ装置。 - (9)前記第1発光ダイオードから供給される光は赤色
に対応する波長を有し、前記第2発光ダイオードから供
給される光は赤外線に対応する波長を有するものである
特許請求の範囲第8項に記載の血中酸素飽和度モニタ装
置。 - (10)前記第1波長は約660nmであり、前記第2
波長は約900nmである特許請求の範囲第9項に記載
の血中酸素飽和度モニタ装置。 - (11)前記第1データポイントは、次式 (W_R_r−W_O_r)/W_R_r 但しW_R_rは赤色光における還元ヘモグロビンの吸
光係数でありまたW_O_rは赤色光における酸化ヘモ
グロビンの吸光係数で ある により決定されるものである特許請求の範囲第9項に記
載の血中酸素飽和度モニタ装置。 - (12)前記第2データポイントは、前記個々の被測定
者毎に固有の100%の血中酸素飽和度に対応する点に
より決定されるものである特許請求の範囲第11項に記
載の血中酸素飽和度モニタ装置。 - (13)血液内の酸素飽和度を決定する方法であって、
前記血液を第1波長を有する第1光線により照射する工
程と、 前記血液を第2波長を有する第2光線により照射する工
程と、 前記第1光線および第2光線の前記血液により反射され
た第1および第2波長の反射光線をそれぞれ集光すると
ともに、該第1および第2波長の反射光線内の変動成分
を表す電気信号を発生させる工程と、 前記電気信号を処理して前記第1および第2波長の反射
光線の変動成分の電圧振幅比に対応する商を形成する工
程と、 前記電圧振幅比と酸素飽和度曲線とから前記血液の酸素
飽和度を算出する工程と、 を含むことを特徴とする血中酸素飽和度モニタ方法。 - (14)前記第1光線および第2光線は、第1および第
2発光ダイオードによりそれぞれ発射されるものである
特許請求の範囲第13項に記載の血中酸素飽和度モニタ
方法。 - (15)前記第1および第2波長はそれぞれ約660n
mおよび約900nmである特許請求の範囲第14項に
記載の血中酸素飽和度モニタ方法。 - (16)前記第1光線および第2光線は、第1および第
2レーザ光源によりそれぞれ発射されるものである特許
請求の範囲第13項に記載の血中酸素飽和度モニタ方法
。 - (17)前記酸素飽和度曲線は、前記第1光線に対する
吸光係数に対応する第1データポイントと、個々の被測
定者毎に固有の血中酸素飽和度を表す第2データポイン
トとの直線的関係により決定されるものである特許請求
の範囲第14項に記載の血中酸素飽和度モニタ方法。 - (18)前記被測定者の血中酸素飽和度が約100%に
なるのに充分な期間だけ該被測定者に純粋酸素を吸入さ
せる工程をさらに含むものである特許請求の範囲第17
項に記載の血中酸素飽和度モニタ方法。 - (19)前記酸素飽和度曲線は、次式 (W_R_r−W_O_r)/W_R_r 但しW_R_rは赤色光における還元ヘモグロビンの吸
光係数でありまたW_O_rは赤色光における酸化ヘモ
グロビンの吸光係数で ある により決定される第1データポイントと、第2データポ
イントとを含むものである特許請求の範囲第18項に記
載の血中酸素飽和度モニタ方法。 - (20)前記第2データポイントは、個々の被測定者毎
に固有の100%の血中酸素飽和度を表す点により決定
されるものである特許請求の範囲第19項に記載の血中
酸素飽和度モニタ方法。
Applications Claiming Priority (2)
Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
---|---|---|---|
US06/915,688 US4714080A (en) | 1986-10-06 | 1986-10-06 | Method and apparatus for noninvasive monitoring of arterial blood oxygen saturation |
US915688 | 1986-10-06 |
Publications (1)
Publication Number | Publication Date |
---|---|
JPS6392335A true JPS6392335A (ja) | 1988-04-22 |
Family
ID=25436122
Family Applications (1)
Application Number | Title | Priority Date | Filing Date |
---|---|---|---|
JP62162184A Pending JPS6392335A (ja) | 1986-10-06 | 1987-06-29 | 血中酸素飽和度モニタ方法および装置 |
Country Status (2)
Country | Link |
---|---|
US (1) | US4714080A (ja) |
JP (1) | JPS6392335A (ja) |
Cited By (4)
Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
---|---|---|---|---|
JPH03170866A (ja) * | 1989-11-30 | 1991-07-24 | Terumo Corp | 酸素飽和度の測定方法及び装置 |
JP2005204869A (ja) * | 2004-01-22 | 2005-08-04 | Matsushita Electric Ind Co Ltd | 歯茎観察装置 |
JP2010178983A (ja) * | 2009-02-06 | 2010-08-19 | Seiko Epson Corp | 測定装置及び測定方法 |
US8482742B2 (en) | 2009-02-06 | 2013-07-09 | Seiko Epson Corporation | Measuring apparatus and measuring method |
Families Citing this family (145)
Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
---|---|---|---|---|
JPS6323645A (ja) * | 1986-05-27 | 1988-01-30 | 住友電気工業株式会社 | 反射加温型オキシメ−タ |
US4805623A (en) * | 1987-09-04 | 1989-02-21 | Vander Corporation | Spectrophotometric method for quantitatively determining the concentration of a dilute component in a light- or other radiation-scattering environment |
US4825879A (en) * | 1987-10-08 | 1989-05-02 | Critkon, Inc. | Pulse oximeter sensor |
US4807631A (en) * | 1987-10-09 | 1989-02-28 | Critikon, Inc. | Pulse oximetry system |
US4807630A (en) * | 1987-10-09 | 1989-02-28 | Advanced Medical Systems, Inc. | Apparatus and method for use in pulse oximeters |
US4859057A (en) * | 1987-10-13 | 1989-08-22 | Lawrence Medical Systems, Inc. | Oximeter apparatus |
US4854699A (en) * | 1987-11-02 | 1989-08-08 | Nippon Colin Co., Ltd. | Backscatter oximeter |
JPH06169902A (ja) * | 1988-05-05 | 1994-06-21 | Sentinel Monitoring Inc | パルス式非侵入型オキシメータとその測定技術 |
EP0341327B1 (en) * | 1988-05-09 | 1993-09-15 | Hewlett-Packard GmbH | A method for processing signals, particularly for oximetric measurements on living human tissue |
US5036853A (en) * | 1988-08-26 | 1991-08-06 | Polartechnics Ltd. | Physiological probe |
US5069214A (en) * | 1988-12-14 | 1991-12-03 | Gms Engineering Corporation | Flash reflectance oximeter |
JPH06103257B2 (ja) * | 1988-12-19 | 1994-12-14 | 大塚電子株式会社 | 光散乱を用いた物質の吸光係数測定方法および装置 |
US5111817A (en) * | 1988-12-29 | 1992-05-12 | Medical Physics, Inc. | Noninvasive system and method for enhanced arterial oxygen saturation determination and arterial blood pressure monitoring |
US5423322A (en) * | 1988-12-29 | 1995-06-13 | Medical Physics, Inc. | Total compliance method and apparatus for noninvasive arterial blood pressure measurement |
US5137023A (en) * | 1990-04-19 | 1992-08-11 | Worcester Polytechnic Institute | Method and apparatus for monitoring blood analytes noninvasively by pulsatile photoplethysmography |
US5024226A (en) * | 1989-08-17 | 1991-06-18 | Critikon, Inc. | Epidural oxygen sensor |
CA2028261C (en) * | 1989-10-28 | 1995-01-17 | Won Suck Yang | Non-invasive method and apparatus for measuring blood glucose concentration |
EP0512987A4 (en) * | 1990-01-30 | 1993-02-24 | Medical Physics | Enhanced arterial oxygen saturation determination and arterial blood pressure monitoring |
US5222495A (en) * | 1990-02-02 | 1993-06-29 | Angiomedics Ii, Inc. | Non-invasive blood analysis by near infrared absorption measurements using two closely spaced wavelengths |
US5246004A (en) * | 1990-02-02 | 1993-09-21 | Angiomedics Ii, Inc. | Infrared cholesterol sensor |
US5222496A (en) * | 1990-02-02 | 1993-06-29 | Angiomedics Ii, Inc. | Infrared glucose sensor |
US5158082A (en) * | 1990-08-23 | 1992-10-27 | Spacelabs, Inc. | Apparatus for heating tissue with a photoplethysmograph sensor |
US6725072B2 (en) * | 1990-10-06 | 2004-04-20 | Hema Metrics, Inc. | Sensor for transcutaneous measurement of vascular access blood flow |
US6266546B1 (en) | 1990-10-06 | 2001-07-24 | In-Line Diagnostics Corporation | System for noninvasive hematocrit monitoring |
US6246894B1 (en) | 1993-02-01 | 2001-06-12 | In-Line Diagnostics Corporation | System and method for measuring blood urea nitrogen, blood osmolarity, plasma free hemoglobin and tissue water content |
US6681128B2 (en) | 1990-10-06 | 2004-01-20 | Hema Metrics, Inc. | System for noninvasive hematocrit monitoring |
US5429129A (en) * | 1991-08-22 | 1995-07-04 | Sensor Devices, Inc. | Apparatus for determining spectral absorption by a specific substance in a fluid |
US5934277A (en) * | 1991-09-03 | 1999-08-10 | Datex-Ohmeda, Inc. | System for pulse oximetry SpO2 determination |
US6987994B1 (en) | 1991-09-03 | 2006-01-17 | Datex-Ohmeda, Inc. | Pulse oximetry SpO2 determination |
US6714803B1 (en) | 1991-09-03 | 2004-03-30 | Datex-Ohmeda, Inc. | Pulse oximetry SpO2 determination |
US5282466A (en) * | 1991-10-03 | 1994-02-01 | Medtronic, Inc. | System for disabling oximeter in presence of ambient light |
US5277181A (en) * | 1991-12-12 | 1994-01-11 | Vivascan Corporation | Noninvasive measurement of hematocrit and hemoglobin content by differential optical analysis |
US5337745A (en) * | 1992-03-10 | 1994-08-16 | Benaron David A | Device and method for in vivo qualitative or quantative measurement of blood chromophore concentration using blood pulse spectrophotometry |
US5329922A (en) * | 1992-10-19 | 1994-07-19 | Atlee Iii John L | Oximetric esophageal probe |
US5515847A (en) * | 1993-01-28 | 1996-05-14 | Optiscan, Inc. | Self-emission noninvasive infrared spectrophotometer |
US5313941A (en) * | 1993-01-28 | 1994-05-24 | Braig James R | Noninvasive pulsed infrared spectrophotometer |
US5394880A (en) * | 1994-03-17 | 1995-03-07 | Atlee, Iii; John L. | Esophageal stethoscope |
US5503148A (en) * | 1994-11-01 | 1996-04-02 | Ohmeda Inc. | System for pulse oximetry SPO2 determination |
US6025597A (en) * | 1995-10-17 | 2000-02-15 | Optiscan Biomedical Corporation | Non-invasive infrared absorption spectrometer for measuring glucose or other constituents in a human or other body |
US6072180A (en) * | 1995-10-17 | 2000-06-06 | Optiscan Biomedical Corporation | Non-invasive infrared absorption spectrometer for the generation and capture of thermal gradient spectra from living tissue |
US5871442A (en) | 1996-09-10 | 1999-02-16 | International Diagnostics Technologies, Inc. | Photonic molecular probe |
US6594510B2 (en) | 1996-09-10 | 2003-07-15 | Xoetronics Llc | Photonic molecular probe |
US6018673A (en) * | 1996-10-10 | 2000-01-25 | Nellcor Puritan Bennett Incorporated | Motion compatible sensor for non-invasive optical blood analysis |
US5800349A (en) * | 1996-10-15 | 1998-09-01 | Nonin Medical, Inc. | Offset pulse oximeter sensor |
US6117099A (en) | 1996-10-23 | 2000-09-12 | In-Line Diagnostics Corporation | System and method for noninvasive hemodynamic measurements in hemodialysis shunts |
WO1998017174A1 (en) * | 1996-10-23 | 1998-04-30 | Cardiac Crc Nominees Pty. Limited | Non-invasive determination of oxygen saturation in blood in deep tissue |
US6115621A (en) * | 1997-07-30 | 2000-09-05 | Nellcor Puritan Bennett Incorporated | Oximetry sensor with offset emitters and detector |
US6804543B2 (en) | 1998-02-05 | 2004-10-12 | Hema Metrics, Inc. | Sensor for transcutaneous measurement of vascular access blood flow |
US6064898A (en) * | 1998-09-21 | 2000-05-16 | Essential Medical Devices | Non-invasive blood component analyzer |
US8103325B2 (en) | 1999-03-08 | 2012-01-24 | Tyco Healthcare Group Lp | Method and circuit for storing and providing historical physiological data |
US6675031B1 (en) | 1999-04-14 | 2004-01-06 | Mallinckrodt Inc. | Method and circuit for indicating quality and accuracy of physiological measurements |
PT2322085E (pt) | 2000-04-17 | 2014-06-23 | Covidien Lp | Sensor de oxímetro de pulsação com função por partes |
US8224412B2 (en) | 2000-04-17 | 2012-07-17 | Nellcor Puritan Bennett Llc | Pulse oximeter sensor with piece-wise function |
US6889153B2 (en) * | 2001-08-09 | 2005-05-03 | Thomas Dietiker | System and method for a self-calibrating non-invasive sensor |
US6600940B1 (en) | 2000-08-31 | 2003-07-29 | Mallinckrodt Inc. | Oximeter sensor with digital memory |
US6606510B2 (en) | 2000-08-31 | 2003-08-12 | Mallinckrodt Inc. | Oximeter sensor with digital memory encoding patient data |
US6591123B2 (en) | 2000-08-31 | 2003-07-08 | Mallinckrodt Inc. | Oximeter sensor with digital memory recording sensor data |
US6746407B2 (en) * | 2000-12-29 | 2004-06-08 | Hema Metrics, Inc. | Method of measuring transcutaneous access blood flow |
US6748254B2 (en) | 2001-10-12 | 2004-06-08 | Nellcor Puritan Bennett Incorporated | Stacked adhesive optical sensor |
US7003337B2 (en) * | 2002-04-26 | 2006-02-21 | Vivascan Corporation | Non-invasive substance concentration measurement using and optical bridge |
US8175666B2 (en) * | 2002-04-26 | 2012-05-08 | Grove Instruments, Inc. | Three diode optical bridge system |
US7738935B1 (en) | 2002-07-09 | 2010-06-15 | Pacesetter, Inc. | Methods and devices for reduction of motion-induced noise in pulse oximetry |
US6997879B1 (en) * | 2002-07-09 | 2006-02-14 | Pacesetter, Inc. | Methods and devices for reduction of motion-induced noise in optical vascular plethysmography |
US7190986B1 (en) * | 2002-10-18 | 2007-03-13 | Nellcor Puritan Bennett Inc. | Non-adhesive oximeter sensor for sensitive skin |
US7162288B2 (en) | 2004-02-25 | 2007-01-09 | Nellcor Purtain Bennett Incorporated | Techniques for detecting heart pulses and reducing power consumption in sensors |
WO2005086725A2 (en) * | 2004-03-06 | 2005-09-22 | Calisto Medical, Inc. | Methods and devices for non-invasively measuring quantitative information of substances in living organisms |
US7657294B2 (en) | 2005-08-08 | 2010-02-02 | Nellcor Puritan Bennett Llc | Compliant diaphragm medical sensor and technique for using the same |
US7657295B2 (en) | 2005-08-08 | 2010-02-02 | Nellcor Puritan Bennett Llc | Medical sensor and technique for using the same |
US7590439B2 (en) | 2005-08-08 | 2009-09-15 | Nellcor Puritan Bennett Llc | Bi-stable medical sensor and technique for using the same |
US20070060808A1 (en) | 2005-09-12 | 2007-03-15 | Carine Hoarau | Medical sensor for reducing motion artifacts and technique for using the same |
US7904130B2 (en) | 2005-09-29 | 2011-03-08 | Nellcor Puritan Bennett Llc | Medical sensor and technique for using the same |
US8092379B2 (en) | 2005-09-29 | 2012-01-10 | Nellcor Puritan Bennett Llc | Method and system for determining when to reposition a physiological sensor |
US7899510B2 (en) | 2005-09-29 | 2011-03-01 | Nellcor Puritan Bennett Llc | Medical sensor and technique for using the same |
US7869850B2 (en) | 2005-09-29 | 2011-01-11 | Nellcor Puritan Bennett Llc | Medical sensor for reducing motion artifacts and technique for using the same |
US8062221B2 (en) | 2005-09-30 | 2011-11-22 | Nellcor Puritan Bennett Llc | Sensor for tissue gas detection and technique for using the same |
US7483731B2 (en) | 2005-09-30 | 2009-01-27 | Nellcor Puritan Bennett Llc | Medical sensor and technique for using the same |
US7555327B2 (en) | 2005-09-30 | 2009-06-30 | Nellcor Puritan Bennett Llc | Folding medical sensor and technique for using the same |
US7486979B2 (en) | 2005-09-30 | 2009-02-03 | Nellcor Puritan Bennett Llc | Optically aligned pulse oximetry sensor and technique for using the same |
US8233954B2 (en) | 2005-09-30 | 2012-07-31 | Nellcor Puritan Bennett Llc | Mucosal sensor for the assessment of tissue and blood constituents and technique for using the same |
US7881762B2 (en) | 2005-09-30 | 2011-02-01 | Nellcor Puritan Bennett Llc | Clip-style medical sensor and technique for using the same |
US20070197887A1 (en) * | 2006-02-17 | 2007-08-23 | Medwave, Inc. | Noninvasive vital signs sensor |
US7477924B2 (en) | 2006-05-02 | 2009-01-13 | Nellcor Puritan Bennett Llc | Medical sensor and technique for using the same |
US7522948B2 (en) | 2006-05-02 | 2009-04-21 | Nellcor Puritan Bennett Llc | Medical sensor and technique for using the same |
US8073518B2 (en) | 2006-05-02 | 2011-12-06 | Nellcor Puritan Bennett Llc | Clip-style medical sensor and technique for using the same |
WO2008002405A2 (en) * | 2006-06-16 | 2008-01-03 | Medtor Llc | System and method for a non-invasive medical sensor |
US8145288B2 (en) | 2006-08-22 | 2012-03-27 | Nellcor Puritan Bennett Llc | Medical sensor for reducing signal artifacts and technique for using the same |
US8219170B2 (en) | 2006-09-20 | 2012-07-10 | Nellcor Puritan Bennett Llc | System and method for practicing spectrophotometry using light emitting nanostructure devices |
US8396527B2 (en) | 2006-09-22 | 2013-03-12 | Covidien Lp | Medical sensor for reducing signal artifacts and technique for using the same |
US8175671B2 (en) | 2006-09-22 | 2012-05-08 | Nellcor Puritan Bennett Llc | Medical sensor for reducing signal artifacts and technique for using the same |
US8190224B2 (en) | 2006-09-22 | 2012-05-29 | Nellcor Puritan Bennett Llc | Medical sensor for reducing signal artifacts and technique for using the same |
US7869849B2 (en) | 2006-09-26 | 2011-01-11 | Nellcor Puritan Bennett Llc | Opaque, electrically nonconductive region on a medical sensor |
US7574245B2 (en) | 2006-09-27 | 2009-08-11 | Nellcor Puritan Bennett Llc | Flexible medical sensor enclosure |
US7890153B2 (en) | 2006-09-28 | 2011-02-15 | Nellcor Puritan Bennett Llc | System and method for mitigating interference in pulse oximetry |
US7796403B2 (en) | 2006-09-28 | 2010-09-14 | Nellcor Puritan Bennett Llc | Means for mechanical registration and mechanical-electrical coupling of a faraday shield to a photodetector and an electrical circuit |
US8175667B2 (en) | 2006-09-29 | 2012-05-08 | Nellcor Puritan Bennett Llc | Symmetric LED array for pulse oximetry |
US7476131B2 (en) | 2006-09-29 | 2009-01-13 | Nellcor Puritan Bennett Llc | Device for reducing crosstalk |
US7684842B2 (en) | 2006-09-29 | 2010-03-23 | Nellcor Puritan Bennett Llc | System and method for preventing sensor misuse |
US8068891B2 (en) | 2006-09-29 | 2011-11-29 | Nellcor Puritan Bennett Llc | Symmetric LED array for pulse oximetry |
US7680522B2 (en) | 2006-09-29 | 2010-03-16 | Nellcor Puritan Bennett Llc | Method and apparatus for detecting misapplied sensors |
US8265724B2 (en) | 2007-03-09 | 2012-09-11 | Nellcor Puritan Bennett Llc | Cancellation of light shunting |
US7894869B2 (en) | 2007-03-09 | 2011-02-22 | Nellcor Puritan Bennett Llc | Multiple configuration medical sensor and technique for using the same |
US8280469B2 (en) | 2007-03-09 | 2012-10-02 | Nellcor Puritan Bennett Llc | Method for detection of aberrant tissue spectra |
US8346328B2 (en) | 2007-12-21 | 2013-01-01 | Covidien Lp | Medical sensor and technique for using the same |
US8352004B2 (en) | 2007-12-21 | 2013-01-08 | Covidien Lp | Medical sensor and technique for using the same |
US8366613B2 (en) | 2007-12-26 | 2013-02-05 | Covidien Lp | LED drive circuit for pulse oximetry and method for using same |
US8577434B2 (en) | 2007-12-27 | 2013-11-05 | Covidien Lp | Coaxial LED light sources |
US20090171170A1 (en) * | 2007-12-28 | 2009-07-02 | Nellcor Puritan Bennett Llc | Medical Monitoring With Portable Electronic Device System And Method |
US8442608B2 (en) | 2007-12-28 | 2013-05-14 | Covidien Lp | System and method for estimating physiological parameters by deconvolving artifacts |
US8452364B2 (en) | 2007-12-28 | 2013-05-28 | Covidien LLP | System and method for attaching a sensor to a patient's skin |
US20090171175A1 (en) * | 2007-12-31 | 2009-07-02 | Nellcor Puritan Bennett Llc | Personalized Medical Monitoring: Auto-Configuration Using Patient Record Information |
US8092993B2 (en) | 2007-12-31 | 2012-01-10 | Nellcor Puritan Bennett Llc | Hydrogel thin film for use as a biosensor |
US8897850B2 (en) | 2007-12-31 | 2014-11-25 | Covidien Lp | Sensor with integrated living hinge and spring |
US8070508B2 (en) | 2007-12-31 | 2011-12-06 | Nellcor Puritan Bennett Llc | Method and apparatus for aligning and securing a cable strain relief |
US8199007B2 (en) | 2007-12-31 | 2012-06-12 | Nellcor Puritan Bennett Llc | Flex circuit snap track for a biometric sensor |
US8437822B2 (en) | 2008-03-28 | 2013-05-07 | Covidien Lp | System and method for estimating blood analyte concentration |
US8112375B2 (en) | 2008-03-31 | 2012-02-07 | Nellcor Puritan Bennett Llc | Wavelength selection and outlier detection in reduced rank linear models |
US7880884B2 (en) | 2008-06-30 | 2011-02-01 | Nellcor Puritan Bennett Llc | System and method for coating and shielding electronic sensor components |
US8071935B2 (en) | 2008-06-30 | 2011-12-06 | Nellcor Puritan Bennett Llc | Optical detector with an overmolded faraday shield |
US7887345B2 (en) | 2008-06-30 | 2011-02-15 | Nellcor Puritan Bennett Llc | Single use connector for pulse oximetry sensors |
US8577431B2 (en) | 2008-07-03 | 2013-11-05 | Cercacor Laboratories, Inc. | Noise shielding for a noninvasive device |
US8203704B2 (en) | 2008-08-04 | 2012-06-19 | Cercacor Laboratories, Inc. | Multi-stream sensor for noninvasive measurement of blood constituents |
US8364220B2 (en) | 2008-09-25 | 2013-01-29 | Covidien Lp | Medical sensor and technique for using the same |
US8914088B2 (en) | 2008-09-30 | 2014-12-16 | Covidien Lp | Medical sensor and technique for using the same |
US8423112B2 (en) | 2008-09-30 | 2013-04-16 | Covidien Lp | Medical sensor and technique for using the same |
US9301697B2 (en) | 2008-09-30 | 2016-04-05 | Nellcor Puritan Bennett Ireland | Systems and methods for recalibrating a non-invasive blood pressure monitor |
US8417309B2 (en) | 2008-09-30 | 2013-04-09 | Covidien Lp | Medical sensor |
US8216136B2 (en) | 2009-03-05 | 2012-07-10 | Nellcor Puritan Bennett Llc | Systems and methods for monitoring heart rate and blood pressure correlation |
US8452366B2 (en) | 2009-03-16 | 2013-05-28 | Covidien Lp | Medical monitoring device with flexible circuitry |
US8221319B2 (en) | 2009-03-25 | 2012-07-17 | Nellcor Puritan Bennett Llc | Medical device for assessing intravascular blood volume and technique for using the same |
US8509869B2 (en) | 2009-05-15 | 2013-08-13 | Covidien Lp | Method and apparatus for detecting and analyzing variations in a physiologic parameter |
US8634891B2 (en) | 2009-05-20 | 2014-01-21 | Covidien Lp | Method and system for self regulation of sensor component contact pressure |
US8505821B2 (en) | 2009-06-30 | 2013-08-13 | Covidien Lp | System and method for providing sensor quality assurance |
US9010634B2 (en) | 2009-06-30 | 2015-04-21 | Covidien Lp | System and method for linking patient data to a patient and providing sensor quality assurance |
US8311601B2 (en) | 2009-06-30 | 2012-11-13 | Nellcor Puritan Bennett Llc | Reflectance and/or transmissive pulse oximeter |
US8391941B2 (en) | 2009-07-17 | 2013-03-05 | Covidien Lp | System and method for memory switching for multiple configuration medical sensor |
US8417310B2 (en) | 2009-08-10 | 2013-04-09 | Covidien Lp | Digital switching in multi-site sensor |
US8428675B2 (en) | 2009-08-19 | 2013-04-23 | Covidien Lp | Nanofiber adhesives used in medical devices |
US9066660B2 (en) | 2009-09-29 | 2015-06-30 | Nellcor Puritan Bennett Ireland | Systems and methods for high-pass filtering a photoplethysmograph signal |
WO2012040630A1 (en) * | 2010-09-24 | 2012-03-29 | Venetec International, Inc. | Infiltration detection device |
TWI615131B (zh) * | 2013-11-28 | 2018-02-21 | 財團法人國家實驗研究院 | 影像式血氧濃度檢測裝置與方法 |
WO2016057042A1 (en) | 2014-10-10 | 2016-04-14 | Medtor Llc | System and method for a non-invasive medical sensor |
JP2017051340A (ja) * | 2015-09-08 | 2017-03-16 | 株式会社東芝 | センサ及びセンサシステム |
CN109171764A (zh) * | 2018-10-24 | 2019-01-11 | 重庆科技学院 | 一种基于单片机的血氧检测方法 |
CN109924987A (zh) * | 2019-03-14 | 2019-06-25 | 浙江荷清柔性电子技术有限公司 | 反射式血氧仪的标定方法、系统和可读存储介质 |
US11607146B2 (en) | 2019-05-30 | 2023-03-21 | Welch Allyn, Inc. | Photoplethysmography device with thermal trapping and/or warming capability and associated methods |
Citations (4)
Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
---|---|---|---|---|
JPS5145488A (ja) * | 1974-10-14 | 1976-04-17 | Minolta Camera Kk | |
JPS58143243A (ja) * | 1982-02-19 | 1983-08-25 | Minolta Camera Co Ltd | 非観血式血中色素測定装置 |
JPS62109547A (ja) * | 1985-08-30 | 1987-05-20 | クリテイケア システムズ インコ−ポレ−テツド | オキシメトリ−方法および装置 |
JPS62127034A (ja) * | 1985-11-26 | 1987-06-09 | 住友電気工業株式会社 | 生体計測装置 |
Family Cites Families (4)
Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
---|---|---|---|---|
US4167331A (en) * | 1976-12-20 | 1979-09-11 | Hewlett-Packard Company | Multi-wavelength incremental absorbence oximeter |
JPS5524004A (en) * | 1978-06-22 | 1980-02-20 | Minolta Camera Kk | Oxymeter |
US4407290A (en) * | 1981-04-01 | 1983-10-04 | Biox Technology, Inc. | Blood constituent measuring device and method |
US4621643A (en) * | 1982-09-02 | 1986-11-11 | Nellcor Incorporated | Calibrated optical oximeter probe |
-
1986
- 1986-10-06 US US06/915,688 patent/US4714080A/en not_active Expired - Lifetime
-
1987
- 1987-06-29 JP JP62162184A patent/JPS6392335A/ja active Pending
Patent Citations (4)
Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
---|---|---|---|---|
JPS5145488A (ja) * | 1974-10-14 | 1976-04-17 | Minolta Camera Kk | |
JPS58143243A (ja) * | 1982-02-19 | 1983-08-25 | Minolta Camera Co Ltd | 非観血式血中色素測定装置 |
JPS62109547A (ja) * | 1985-08-30 | 1987-05-20 | クリテイケア システムズ インコ−ポレ−テツド | オキシメトリ−方法および装置 |
JPS62127034A (ja) * | 1985-11-26 | 1987-06-09 | 住友電気工業株式会社 | 生体計測装置 |
Cited By (4)
Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
---|---|---|---|---|
JPH03170866A (ja) * | 1989-11-30 | 1991-07-24 | Terumo Corp | 酸素飽和度の測定方法及び装置 |
JP2005204869A (ja) * | 2004-01-22 | 2005-08-04 | Matsushita Electric Ind Co Ltd | 歯茎観察装置 |
JP2010178983A (ja) * | 2009-02-06 | 2010-08-19 | Seiko Epson Corp | 測定装置及び測定方法 |
US8482742B2 (en) | 2009-02-06 | 2013-07-09 | Seiko Epson Corporation | Measuring apparatus and measuring method |
Also Published As
Publication number | Publication date |
---|---|
US4714080A (en) | 1987-12-22 |
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