WO2004019780A1

WO2004019780A1 - 近赤外線を使用した生体内酸素飽和度測定方法とその装置、並びに該装置に用いるセンサー感度基準較正器

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Publication number: WO2004019780A1
Application number: PCT/JP2002/008658
Authority: WO
Inventors: Akiyasu Fukumura
Original assignee: Akiyasu Fukumura
Priority date: 2002-08-28
Filing date: 2002-08-28
Publication date: 2004-03-11

Description

明細書近赤外線を使用した生体内酸素飽和度測定方法とその装置、並びに該装置に用いるセンサ一感度基準較正器技術分野

この発明は、近赤外線を用いて生体の酸素状態を無侵襲で測定する方法とその装置に係り、詳しくは、ォキシヘモグロビンとデォキシへモグ口ビンに特異的に反応する近赤外線を経皮膚的に脳内や筋肉に投射し、この近赤外線を検知してモニター部位の酸素飽和度及び血液濃度の情報が得られる近赤外線を使用した生体内酸素飽和度測定方法とその装置、並びに該装置に用いるセンサ一感度基準較正器に関する。背景技術

外科、及び他の医療手続き中に、医師等は血液の酸素飽和度及び血液濃度を知りたい場合がある。一般に、生体として人体は、血液中の酸素により各部の細胞が生存しているため、例えば、心臓等の手術の際には、頭蓋の特に大脳皮質の酸素状態、酸素を運搬するォキシヘモグロビン及びデォキシへモグロビンの状態をリアルタイムで計測して、脳細胞の状態を常時チェックすることが必要になる。これらを計測する方法として、組織透過性に優れた近赤外線を用いて無侵襲で計測する方法が知られている。

従来、近赤外線を用いてォキシへモグロビンとデォキシへモグロビンの濃度を測定し、ベア一ランバード法を使用して計算することは知られている。近赤外線として、例えばォキシヘモグロビンに反応する 8 3 0 n m、及びデォキシヘモグロビンに反応する 7 5 O n mの波長が用いられる。これらの近赤外線を光源の発光素子により頭蓋の大脳組織に投射し、この光はォキシへモグロビンとデォキシへモグロビンにより吸収されるので、光が通過する距離に相関した光を受光素子で受光する。従つて、光源からの距離が大きいほど、また、濃度が大きいほど多く吸収されて受光が少なくなる。そして、ベア一ランバート法を使用して、発光信号と受光信号との関係から測定対象のヘモグロビンの濃度や量を算出するのである。

従来行われている近赤外線を用いた生体の測定方法としては、図 1に示すように、 A点から近赤外線を人体のモニター部位に絰皮膚的に投射すると、光源部直下に存在する頭皮、頭蓋骨、大脳皮質等の異物 Cを経由して大脳 D内を散乱されながら伝播する。この散乱光を B点に位置する受光素子によって再度異物 C経由で受光することになる。従って、受光素子によって得られたォキシヘモグロビンとデォキシヘモグロビンの濃度信号には、異物情報も含まれることになる。

ここで問題となるのは、得られたォキシへモグロビンとデォキシへモグロビンの濃度や量の情報には、頭皮、頭蓋骨、大脳皮質等の異物 C情報も含まれていることである。

ここで、酸素飽和度は、ォキシヘモグロビン濃度 Z (ォキシへモグロビン濃度 +デォキシヘモグロビン濃度）で計算されるが、異物の影響は分子と分母に共通して存在することになり、異物の影響は消去することができる。しかしながら、血液濃度は、（ォキシヘモグロビン濃度 +異物濃度） + (デォキシヘモグロビン濃度 +異物濃度）になるので、異物情報を消去することができない。

現在では、モニター部位の血液濃度は、モニター開始直後 5秒間のォキシへモグロビン濃度 +デォキシへモグロビン濃度をべ一スラインとした変化率で表示している。即ち、モニタ一開始直後の血液濃度を B V 1 とし、任意の時点の血液濃度を B V nとすると、そのときの血液濃度変化率は B V n/B V 1になる。従って、異物情報が分子分母に位置することになるから、消去することができる。この値が 1より大きければ、そのときの血液濃度はモニタ一開始時点より増加したことになり、 1以下であれば、そのときの血液濃度はモニタ一開始時点より減少したことになる。

そして、この値は、すべての患者の血液濃度の値が 1あるいはその近似値になるので、患者個々の比較を行うことはできない。言い換えれば、その値が正常値であるのか異常値であるのかの判定ができない。ただ、血液濃度がモニター開始時点と比較して、任意の時点の血液濃度が増加したか減少したかの情報を得ることができるにすぎない。

この発明は、かかる現況に鑑みてなされたもので、患者個々の比較を行うことができるとともに、その値が正常値であるのか、正常値でないのかの判定をすることができる近赤外線を使用した生体内酸素飽和度測定方法とその装置を提供することを目的とする。

また、この発明は、高い精度で測定することができる近赤外線を使用した生体内酸素飽和度測定装置を提供することを目的とする。

また、この発明は、使用が簡単で、しかもモニター部位に密着して取り付けられる近赤外線を使用した生体内酸素飽和度測定装置に用いるセンサ一を提供することを目的とする。

また、この発明は、ォキシヘモグロビンとデォキシヘモグロビンに反応する材料によって形成し、擬似生体モニタ一部となすセンサー感度基準較正器を提供することを目的とする。発明の開示

この発明は上記目的を達成するために次のような構成とした。この発明に係る赤外線を使用した生体内酸素飽和度測定方法は、モニ夕一部位に光源部から近赤外線を投射し、前記投射された近赤外線を光源部から一定の距離を置いて配置された受光部によって受光し、受光信号を駆動部の増幅部で増幅してサンプルホールド部に保持させた後、制御ュニットに入力させる。制御ュニットでは、入力されたォキシへモグ口ビンとデォキシへモグロビンの値から、予めセンサー感度基準較正器によって測定されたォキシへモグロビンとデォキシへモグロビンの基準値を減じて異物の値を算出し、カーブフィティング法により酸素飽和度を算出する。

センサー感度基準較正器は、擬似モニター部位として使用するものであって、無負荷の値である。従って、実際に得られたォキシへモグロビンとデォキシへモグロビンの値からセンサ一感度基準較正器によって測定された無負荷の値を減ずることによって異物の値を算出することができる。算出した異物の値は一定であるから、サンプリングタイム毎のォキシへモグロビンとデォキシへモグロビンの値から異物の値を減ずることによって、個人の値の増減の比較ばかりでなく、個々の患者の値が正常値であるか、正常値でないかの判定をすることができる。

光源部から投射する近赤外線には、ォキシへモグロビンとデォキシへモグロビンの吸光度に略一致する 8 3 0 n mと 7 5 0 n mの波長を用いることができる。

上記の赤外線を使用した生体内酸素飽和度測定方法に使用する装置は次のように構成することができる。 2つの波長の近赤外線を投射する光源部と、この光源部から一定の距離を置いて配置された受光部からなるセンサー部が駆動部を介して装置本体に回路接続されている。前記装置本体は、センサー部で得られたォキシへモグロビンとデォキシへモグロビンの値を保持するサンプルホールド部と、力一プフィティング法により演算する演算部と、これらの演算結果を記録する記録部とを備えた制御ユニットからなる。前記演算部では、予めセンサ一感度基準較正器によるォキシへモグロビンとデォキシへモグロビンの値が入力されており、前記センサー部で得られたォキシへモグロビンとデォキシへモグロビンの値からセンサー感度基準較正器による値を減じて異物情報を除いた値を算出するように構成されている。

前記光源部と受光部が一体となって正確に計測することができ、カーブフィティング法によりリアルタイムで脳細胞の酸素状態をチェックすることができる。

前記制御ユニットには、モニタ一、プリンターを接続することができるのは勿論である。

前記装置におけるセンサ一部は、光源部の発光素子として使用される発光ダーオードと、受光部の受光素子として使用されるシリコンフォトダイォードがシリコンゴムからなる平面長方形状のペースに対向配置し、ベースの側面に設けられたケーブルに接続することにより形成することができる。また、ベースの上面は光源部及び受光部の周辺を傾斜させ、ベースの側端縁は次第に薄肉となるように形成してなる。このように形成することによって、モニター部位に密着させることができる。

この発明では、異物情報を除く手段として、センサー感度基準較正器による擬似モニター部位の測定値を基準値として用いることとした。センサー感度基準較正器は、ォキシヘモグロビンの吸光度に略一致する部材と、デォキシヘモグロビンの吸光度に略一致する部材、例えば、ブラスチックにより形成することができる。異物情報を取り除くことにより、患者同士の測定値を比較することが可能となる。図面の簡単な説明第 1図は、近赤外線を使用した無侵襲生体計測の原理を示す説明図であり、第 2図は、この発明に係る近赤外線を使用した生体内酸素飽和度測定装置の実施形態を示す回路図であり、第 3図は、センサ一の平面図であり、第 4図は、第 3図のセンサーの断面図であり、第 5図はその実施形態のセンサ一の平面図であり、第 6図は、第 5図のセンサ一の断面図であり、第 7図は、センサー感度基準較正器の一部を切り欠いた斜視図であり、第 8図は、カーブフィティング法を適用する較正曲線のグラフである。発明を実施するための最良の形態

以下に、この発明をより詳細に説明するために、添付の図面に従ってこれを説明する。

まず、第 2図に基づいて、この発明に係る赤外線を使用した生体内酸素飽和度測定装置について説明する。装置本体 1 0が、駆動部 1 1を介してセンサー部 1 3に回路接続して構成される。センサ部 1 3は、一定の波長人の近赤外線の光を発する発光素子を備えた光源部 1 3 a、 1 3 aと、受光素子を備えた受光部 1 3 bからなる。前記光源部 1 3 a、 1 3 aにおける発光素子の波長え 1、ぇ2は、近赤外線の吸収スペクトルの特性において、才キシへモグロビンの吸光度に略一致する 8 3 0 n m とデォキシへモグロビンの吸光度に略一致する 7 5 0 n mに設定されている。

前記光源部 1 3 a、 1 3 aにおける発光素子としては、例えば、発光ダイオードを用いることができ、受光部 1 3 bにおける受光素子としては、例えば、シリコンフォトダイオードを用いることができる。光源部 1 3 a、 1 3 aと受光部 1 3 bは、一定の距離で対向配置されている。光源部 1 3 a、 1 3 aにおける発光素子としてはォキシへモグロビンに反応する発光素子と、デォキシへモグロビンに反応する発光素子とが配置されている。

装置本体 1 0は、電源ュニット 1 6により駆動するマイコン等の制御ュニット 1 7を備え、操作部 1 8でスィツチ操作すると、制御ュニヅト 1 7により駆動部 1 1に発光と受光を指示する。そして、センサー部 1 3の光源部 1 3 a、 1 3 aから波長え 1、 λ 2の光を出力し、この光の透過光を受光部 1 3 bで受光する。

光源部 1 3 a、 1 3 aの受光素子による受光信号は、駆動部 1 1の増幅部で増幅し、サンプルホールド部 1 9でその増幅信号を保持し、その後 A/Dコンパ'一夕 2 0によりディジ夕ル信号に変換して制御ュニヅト 1 7に入力する。制御ュニット 1 7は、演算部においてこれら発光信号、受光信号等によりカーブフィティング法で酸素飽和度等をリアルタイムで演算し、それを記録部に内部記録し、且つモニタ一 2 1に表示し、必要に応じプリン夕一 2 3でプリントアウトし、所定の値を越えるとァラーム 2 5で警報するようになっている。

前記演算部には、予めセンサ一感度基準較正器によって較正された無負荷状態のォキシヘモグロビンとデォキシへモグロビンの酸素飽和度が入力されている。センサ一部 1 3で計測されたモニター部位の値には異物情報が含まれているから、演算部では予め入力された無負荷の値を減ずることによって異物情報の割合を算出することができる。異物の割合は一定であるから、これをベースラインとして、サンプリングタイム毎のォキシへモグロビン濃度とデォキシへモグロビン濃度がどの程度増減したかを計算する。この値は、ベースラインからどの程度増減したかの数値となるので、個々の患者を比較することができる。

次に、第 3図〜第 6図に基づいて、上記センサ一部 1 3の構成について説明する。センサー部 1 3は、光源部 1 3 a、 1 3 aの発光素子として使用される発光ダ一オードと、受光部 1 3 bの受光素子として使用されるシリコンフォトダイォ一ドがシリコンゴムからなる平面長方形状のベース 1 4 に対向配置されており、ベース 1 4の側面に設けられたケーブル 1 5に接続されている。前記ケーブル 1 5は、図示する実施形態ではべ一ス 1 4の長辺側に設けられているが、適宜短辺側に設けてもよい。

光源部 1 3 a、 1 3 aと受光部 1 3 bとの間隔 Yは、モニター深度によって異なり、深い部位ほど大きくなる。通常、前記光源部 1 3 aと受光部 1 3 bとの間隔 Kは、筋肉用の場合約 1 0 mm、新生児や小児用の場合約 1 5〜 3 0 mm、成人用の場合約 4 0 mmである。前記センサー部 1 3は、一対の光源部 1 3 a、 1 3 aと受光部 1 3 bとからなるシングルタイプと、図 5及び図 6に示すように、シングルタイプを向かい合わせた形状のダブルタイプとすることができる。

前記ベース 1 4の厚さは、第 4図及び第 6図に明らかなように、光源部 1 3 a、 1 3 a及び受光部 1 3 bの高さから周辺上面が傾斜しており、ベース 1 4の側端縁は次第に薄肉となるように形成されている。このように、光源部 1 3 a、 1 3 a及び受光部 1 3 bの高さから上面を傾斜させることによって、モニタ一部位に密着した状態で取り付けられる。また、ベース 1 4を形成するシリコンゴムは、外光を遮断するために黒色であることが好ましい。

上記構成のセンサ一部 1 3は、発光ダイオードによって近赤外線をモ二夕一部位に経皮膚的に投射し、シリコンダイォ一ドで受光するものであるが、受光したエネルギーは駆動部 1 1の増幅部で電圧に変換され、サンプルホールド部 1 9でその増幅信号を保持し、その後 A/Dコンパ —夕 2 0によりディジタル信号に変換して制御ュニヅト 1 7に入力する。従って、センサ一感度は、受光部 1 3 bで受光されたォキシへモグロビンとデォキシへモグロビンの電圧値を意味することになる。

ォキシヘモグロビンとデォキシヘモグロビンの感度は、モニター部位に存在するォキシへモグロビンとデォキシへモグロビンの濃度とセンサ一感度で異なることになる。一般的には、ペア一ランバード法でォキシへモグロビンとデォキシへモグロビンの濃度を直接的に計算するので、発光ダイォ一ドゃシリコンダイォードの感度に左右されることはないが、各濃度は O D ( Optical Density) で表示されるのでその感度は指数対数的になる。

そこで、これらの点を改良するために、この発明は、まずセンサー感度を較正するセンサー感度基準較正器を用いることを特徴とするものであり、すべてのセンサー感度を一定値に較正することとした。

次に、この発明におけるセンサー感度基準較正器を第 6図に基づいて説明する。

センサー感度基準較正器 3 0は、頭皮、頭蓋骨、大脳皮質等の異物の存在しない擬似モニター部位として使用するものであって、ォキシへモグロビン、デォキシへモグロビンに反応する部材 3 1をケ一シング 3 2 に収納することによって形成されている。前記部材 3 1は、ォキシへモグロビンの吸光度に略一致する 8 3 0 n m、デォキシへモグロビンの吸光度に略一致する 7 5 0 n m、及びこれらのクロスポィントである 8 1 0 n mに略一致する部材であればよい。前記部材 3 1の材質は特に限定されるものではなく、例えば、プラスチック板、木質板、ガラス板等を使用することができ、これらの 1種または 2種以上を組み合わせて使用することができる。

センサ一感度基準較正器 3 0を形成するには、まず、適当な部材 3 1 を選択して上面にセンサー部 1 3を密着させる。センサー部 1 3を密着させるときは、部材 3 1の上面との間に外光が入らないように正確に密着させることが必要である。

次いで、光源部 1 3 aから近赤外線を投射し、部材 3 1で反応した近赤外線を受光部 1 3 bで受光する。光源部として使用する発光ダイォードと受光部として使用するシリコンダイオードには、それらの製造者が指定した電圧と電流を負荷して使用する。そして、選択した部材の中から一番高い電圧値が得られた部材を組み合わせて決定する。決定された部材を使用して、デォキシヘモグロビンとクロスボイントの電圧値を得る。

このようにして、部材の組み合わせによってセンサー感度基準較正器 3 0が形成される。形成されたセンサ一感度基準較正器 3 0は、基準となるセンサ一部 1 3の受光部 1 3 bでのォキシへモグロビン、デォキシヘモグロビンの電圧を測定して再現性を確認する。

次に、光源部 1 3 a、 1 3 aゃ受光部 1 3 bの性能は、厳密にはセンサーごとに異なるので、センサ一感度を一定値に較正することが必要である。センサー感度を較正するには、基準電圧を一定値、例えば 5 Vと仮定して行う。ォキシヘモグロビンの補正値を得るには、較正器で較正したォキシへモグロビンの値を S Vとすると、 5 V/ S V = C sで計算できる。次に、 S V x C sを計算すると較正器で得られるォキシへモグ口ビンの値は 5になる。 C sはモニタ一値を 5 Vを基準とした値に補正する補正値として使用する。

このようにして、モニタ一で得られたォキシへモグロビンに C sを乗じることで、どのセンサーを使用しても 5 Vからの変化値として表示することができる。従って、サンプリングタイム（通常は 1〜 1 8 0秒）毎に得られるォキシへモグロビンの電圧値にこの値 C sを乗じるとべ一スラインを 5 Vとして、それからの増減分としてすベてのセンサ一について表現できる。上記ォキシへモグロビンの感度補正の方法をデォキシへモグロビンにも適用して行う。デォキシヘモグロビンの補正値は、 5 V/D V = C d として計算することができる。また、クロスポイントの補正値は、 5 V / E V = C eとして計算することができる。

上記 S V , 0 ¥及び£ は、受光部 1 3 bで測定された電圧値であつて、駆動部 1 1を介して本体 1 0の演算部に送られる。演算部では、較正器 3 0で得られてォキシへモグロビンとデォキシへモグロビンの値 S Vと D V、及びそのクロスボイン卜の値 E Vを 5 Vに較正する補正値を計算する。補正値は、上述したように、例えば、ォキシへ.モグロビンの場合には、 5 V/ S V二 C sで計算できる。そして、サンプリングタイム毎のォキシへモグロビンの電圧値に C sを乗じるとすべてのモニタ一値は 5 Vをベースラインとする変化率になる。

ここで、較正器によるォキシへモグロビンとデォキシへモグロビンの電圧値は、各々 5 Vに較正されるのでその値は 1 ： 1になる。即ち、較正器をモニター部位とした場合には、酸素飽和度二ォキシヘモグロビン / (ォキシへモグロビン +デォキシへモグロビン) であるから、酸素飽和度が 5 0 %の値として計算できることになる。この値は、較正器とセンサ一との間には、近赤外線を吸収したり、散乱させる異物が存在しない状態の無負荷の値と考えられる。較正器は、無負荷の状態で酸素飽和度を 5 0 %とした基準器となるものである。

次に、上記センサー感度基準較正器の使用方法について説明する。まず、センサ一感度基準較正器で得られたォキシヘモグロビンとデォキシへモグロビンの値をそれそれ S Vと D Vとする。このときの S Vと D Vは、基準電圧値を％Vとすると、酸素飽和度が 5 0 %の時の値となる o

次いで、センサ一 1 3をモニタ一部位に装着してモニタ一を開始し、最初のサンプリングタイムで得られたォキシへモグロビンの値を S 1とし、そのときの酸素飽和度を x%とする。この酸素飽和度 x%を酸素飽和度 50%の時の値に再計算する。再計算は、 S 1 X 50/Xで行うことができる。しかしながら、この S 1 X 50/Xで再計算された酸素飽和度の値には、異物の情報も含まれているので、上記センサー感度基準較正器で得られた S Vとは等しくならない。

異物の値は、 S 1 X 50/Xからセンサー感度基準較正器で得られたォキシへモグロビンとデォキシへモグロビンの値を減ずることによって得られ、即ち、（ S 1 X 50ZX) — 5として計算できる。この異物の値は、頭蓋骨や組織によるものであるから、モニタ一中に変化はないものとして一定値とする。

そして、任意の時点のォキシヘモグロビンの値を S nとすると、 Sn 一 {(S 1 X 50/X) - 5} は、異物情報を含む S nから異物情報である（S 1 X 50ZX) — 5を減じた値であるから異物情報を含まない値となる。従って、この発明のセンサー感度基準較正器を用いることにより、任意に設定したサンプリングタイム毎に異物情報を減ずることで頭蓋骨等の異物情報を含まないへモグロビンだけの情報を得ることがでさる。

同様にして、デォキシヘモグロビンについて計算して、血液濃度インデックス（BVI) を算出する。

上記酸素飽和度は、カーブフィティング法で計算される。カーブフィティング法では、まず、酸素飽和度が計算され、次に血液濃度が計算されるが、血液濃度は力一プフィティング法で計算された酸素飽和度をべ —スとして計算される。

次に、カーブフィティング法に基づく較正曲線の作成方法について説明する。密閉された容器（例えば、 10 x 10 x 50mm) のガラス製キュべットに血液を入れ、これを酸素飽和度を測定する C 0ォキシメー夕にセットする。次いで、キュベットに炭酸ガスを負荷してその都度酸素飽和度を Y軸（縦軸）に、ォキシへモグロビンとデォキシへモグロビンの比率を X軸（横軸）にプロットしていく。炭酸ガスを負荷するとォキシへモグロビンが減り、デォキシへモグロビンが増加して酸素飽和度は低下していく。このように酸素と炭酸ガスの負荷を酸素飽和度が 0 % 〜 1 0 0 %を示すように 1 %きざみで血液サンプルを作成していく。酸素飽和度を Y軸（縦軸）に、デォキシヘモグロビンノォキシへモグロビンの値を X軸（横軸）にそれそれプロットする。このようにして、第 8 図に示すような較正曲線が作成される。

このようにして作成された較正曲線は、 1つのセンサ一を基準に作成されるが、センサ一感度はセンサー毎に僅かに異なるから、較正曲線を作成したセンサーと実際に使用するセンサーの感度は異なる。そこで、実際に使用するセンサーの感度を使用開始前にセンサー感度基準較正器で補正することが必要になる。使用するセンサーをセンサー感度基準較正器でォキシへモグロビンとデォキシへモグロビンの値を 1対 1であると認知させる。ォキシへモグロビンとデォキシへモグロビンが 1対 1であれば、酸素飽和度は 5 0 %であるから、デォキシヘモグロビン/ォキシヘモグロビンを X軸（横軸）の 1 Z 1に位置させ、較正曲線の 5 0 % 値がの 1 / 1の値の位置になるようにすればよい。

センサ一感度基準較正器によって補正したセンサーを使用するときは、任意のサンプリングタイムのォキシへモグロビンとデォキシへモグロビンの値を X軸（横軸）上に求め、これを較正曲線に突き当て、次に対応する Y軸（縦軸）の位置が求める酸素飽和度ということになる。産業上の利用可能性以上のように、この発明に係る近赤外線を使用した生体内酸素飽和度測定方法とその装置、並びに該装置に用いるセンサー及びセンサ一感度基準較正器は、組織透過性に優れた近赤外線を用いてモニタ一部位における酸素状態をリアルタイムで計測して、異物情報を除いた純粋な酸素状態を計測することができ、生体内酸素飽和度測定装置として有用である。また、生体に容易に密着し正確な感度が得られるセンサーとして、前記装置に用いるのに適している。また、センサー感度基準較正器は、異物情報を除いて擬似モニター部位として使用することができる。

Claims

請求の範囲

1 . モニタ一部位において、光源部から近赤外線を投射し、前記投射された近赤外線を光源部から一定の距離を置いて配置された受光部によって受光し、受光信号を駆動部の増幅部で増幅してサンプルホールド部に保持させた後、制御ユニットに入力させ、制御ユニットでは、受光によって得られたォキシへモグロビンとデォキシへモグロビンの値から、予めセンサー感度基準較正器によって入力されているォキシへモグロビンとデォキシへモグロビンの値を減じて異物情報を除いた値を算出し、力一ブフィティング法により酸素飽和度を算出することを特徴とする近赤外線を使用した生体内酸素飽和度測定方法。

2 . 2つの波長の近赤外線を投射する光源部と、この光源部から一定の距離を置いて配置された受光部からなるセンサー部が駆動部を介して装置本体に回路接続されており、前記装置本体は、センサー部で得られたォキシへモグロビンとデォキシへモグロビンの値を保持するサンプルホ —ルド部と、前記センサー部で得られたォキシへモグロビンとデォキシへモグロビンの値から、予めセンサー感度基準較正器によって測定されたォキシへモグロビンとデォキシヘモグロビンの値を減じ異物情報を除いた値を算出するカーブフィティング法により演算する演算部と、これらの演算結果を記録する記録部とを備えた制御ユニットからなることを特徴とする近赤外線を使用した生体内酸素飽和度測定装置。

3 . 制御ユニットには、モニタ一、プリン夕一が接続されていることを特徴とする請求の範囲第 2項に記載の近赤外線を使用した生体内酸素飽和度測定装置。

4 . センサ一部は、光源部の発光素子として使用される発光ダ一オードと、受光部の受光素子として使用されるシリコンフォトダイオードがシリコンゴムからなる平面長方形状のベースに対向配置されており、ベ一スの側面に設けられたケーブルに接続されていることを特徴とする請求の範囲第 2項に記載の近赤外線を使用した生体内酸素飽和度測定装置。

5 . センサー部は、光源部の発光素子として使用される発光ダイオードと、受光部の受光素子として使用されるシリコンフォトダイオードがシリコンゴムからなる平面長方形状のベースに対向配置されており、ベースの側面に設けられたケーブルに接続されており、ベースの上面は光源部及び受光部の高さから傾斜しており、ベースの側端縁は次第に薄肉となるように形成されていることを特徴とする請求の範囲第 2項に記載の近赤外線を使用した生体内酸素飽和度測定装置。

6 . ォキシヘモグロビンの吸光波長に略一致する部材と、デォキシへモグロビンの吸光波長に略一致する部材により形成してなることを特徴とする近赤外線を使用した生体内酸素飽和度測定装置に用いるセンサー感度基準較正器

7 . ォキシヘモグロビン、デォキシへモグロビン及びクロスポィントの吸光波長に略一致する部材により形成してなることを特徴とする請求の範囲第 6項に記載の近赤外線を使用した生体内酸素飽和度測定装置に用いるセンサー感度基準較正器。

8 . 複数の部材を積層してなることを特徴とする請求の範囲第 6項または第 7項に記載の近赤外線を使用した生体内酸素飽和度測定装置に用いるセンサー感度基準較正器。

9 . ォキシヘモグロビン、デォキシへモグロビン及びクロスボイントの吸光波長に略一致する部材がプラスチック板であり、複数積層してなることを特徴とする請求の範囲第 6項または第 7項に記載の近赤外線を使用した生体内酸素飽和度測定装置に用いるセンサー感度基準較正器。