WO2017047402A1 - 加温型オキシメータ - Google Patents

加温型オキシメータ Download PDF

Info

Publication number
WO2017047402A1
WO2017047402A1 PCT/JP2016/075775 JP2016075775W WO2017047402A1 WO 2017047402 A1 WO2017047402 A1 WO 2017047402A1 JP 2016075775 W JP2016075775 W JP 2016075775W WO 2017047402 A1 WO2017047402 A1 WO 2017047402A1
Authority
WO
WIPO (PCT)
Prior art keywords
temperature
oxygen saturation
unit
oximeter
temperature sensor
Prior art date
Application number
PCT/JP2016/075775
Other languages
English (en)
French (fr)
Inventor
伊藤　公一
土基　博史
Original Assignee
株式会社村田製作所
Priority date (The priority date is an assumption and is not a legal conclusion. Google has not performed a legal analysis and makes no representation as to the accuracy of the date listed.)
Filing date
Publication date
Application filed by 株式会社村田製作所 filed Critical 株式会社村田製作所
Priority to JP2017539827A priority Critical patent/JP6409980B2/ja
Publication of WO2017047402A1 publication Critical patent/WO2017047402A1/ja
Priority to US15/919,261 priority patent/US10925526B2/en

Links

Images

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
    • A61B5/14552—Details of sensors specially adapted therefor
    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
    • A61B5/00—Measuring for diagnostic purposes; Identification of persons
    • A61B5/02—Detecting, measuring or recording pulse, heart rate, blood pressure or blood flow; Combined pulse/heart-rate/blood pressure determination; Evaluating a cardiovascular condition not otherwise provided for, e.g. using combinations of techniques provided for in this group with electrocardiography or electroauscultation; Heart catheters for measuring blood pressure
    • A61B5/024—Detecting, measuring or recording pulse rate or heart rate
    • A61B5/02416—Detecting, measuring or recording pulse rate or heart rate using photoplethysmograph signals, e.g. generated by infrared radiation
    • 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
    • A61B5/1491—Heated applicators

Definitions

  • the present invention relates to a heating oximeter that measures blood oxygen saturation while heating a measurement site.
  • hemoglobin actually carrying oxygen among hemoglobin in the blood oxygen saturation indicating a ratio of (SpO 2) is used.
  • a pulse oximeter is used to measure such oxygen saturation.
  • Patent Document 1 discloses an oximeter that non-invasively measures the oxygen saturation of blood using an optical sensor, and the optical sensor emits measurement light having two different wavelengths. And a reflection heating oximeter having a heating unit capable of controlling the temperature around the light emitting unit and the light receiving unit, and a light receiving unit that receives scattered / reflected light from the living body part of the measurement light Is disclosed.
  • the measurement site is heated by a temperature-controllable heating means, the blood flow at the measurement site is increased and arterialized, thereby detecting the pulsation component and consequently measuring the oxygen saturation. It is possible. That is, when the skin is heated (at 42 ° C. or higher), the small arteries in the shallow vascular network in the skin are subjected to thermal stimulation and the smooth muscles react to expand the inner diameter of the small arteries, thereby reducing blood flow resistance. As a result, the amount of blood flowing through the small arteries increases, thereby expanding the capillaries and increasing the blood flow rate.
  • the reflection heating type oximeter described in Patent Document 1 described above includes an oximeter body and a sensor unit, and both are connected by a wire (lead wire).
  • the sensor unit mainly includes an optical sensor including a light emitting element and a light receiving element, a heater, a heating body heated by the heater, and a thermistor for measuring the temperature of the heating body.
  • the oximeter main body processes the pulsation component signal of the absorbance of each measurement wavelength detected by the sensor unit to obtain the oxygen saturation, and displays the oxygen saturation and the pulse rate on the display unit. Note that the drive line of the light emitting element, the current supply line of the heater, the signal line of the light receiving element, and the signal line of the thermistor are led together from the sensor unit as lead wires and connected to the oximeter body.
  • the present invention has been made to solve the above problems, and is a warming oximeter that is excellent in wearability and portability, can measure oxygen saturation even during activities, and is excellent in cost.
  • the purpose is to provide.
  • the warming oximeter according to the present invention is formed in a sheet shape and has a heat insulating portion having heat insulation properties, a heat generating portion including a resistor that is formed in a sheet shape and generates heat when energized, and a sheet shape.
  • a first temperature detection unit including a first temperature sensor for detecting the temperature of the heat generation unit, and a thin plate-shaped oxygen saturation that includes a light emitting element and a light receiving element and optically acquires oxygen saturation in blood.
  • a temperature acquisition unit, and the oxygen saturation acquisition unit, the first temperature detection unit, the heat generation unit, and the heat insulation unit are stacked in this order.
  • the sheet-shaped first temperature detection unit, the sheet-shaped heat generating unit, and the sheet-shaped heat insulating unit are provided on the oxygen saturation acquisition unit formed in a thin plate shape. It is constructed by stacking (stacking). Therefore, it can be made thin and light, and it is excellent in wearability and portability. Moreover, since it can comprise by laminating
  • the oxygen saturation acquisition unit, the first temperature detection unit, the heat generation unit, and the heat insulation unit are configured so as to increase in area in this order.
  • the area is increased in the order of the oxygen saturation acquisition unit, the first temperature detection unit, the heat generation unit, and the heat insulation unit (that is, the stacking order). Therefore, the living body (measurement site) can be heated from around the oxygen saturation acquisition unit. Moreover, the oxygen saturation acquisition part, the 1st temperature detection part, and the whole heat generating part can be covered with a heat insulation part. Furthermore, the temperature of the heat generating part can be detected by directly contacting the heat generating part. Therefore, the measurement site can be effectively heated and the temperature of the heat generating part can be controlled with high accuracy, so that the oxygen saturation can be acquired with high accuracy.
  • the warming oximeter according to the present invention further includes an adhesive portion that is provided at a peripheral portion of the heat insulating portion and has adhesiveness.
  • the adhesive part which is provided in the peripheral part of the heat insulation part and has adhesiveness. Therefore, a thin warming oximeter is attached to the living body (measurement site) without an adhesive portion between the oxygen saturation acquisition unit, the first temperature detection unit, the heat generation unit, and the living body (measurement site). be able to. Therefore, it is possible to further improve the wearability and portability without reducing the measurement accuracy.
  • the first temperature detection unit includes a second temperature sensor that detects the temperature of the living body in addition to the first temperature sensor.
  • the first temperature detection unit includes a second temperature sensor for detecting the temperature of the living body in addition to the first temperature sensor. Therefore, in addition to the temperature of the heat generating part, the temperature of the living body (measurement site) is taken into account (for example, considering whether the blood flow at the measurement site is increased and arterialized), and the oxygen saturation can be obtained. It becomes possible to improve the measurement accuracy of oxygen saturation.
  • the warming oximeter according to the present invention further includes a third temperature detection unit that is formed in a sheet shape and includes a third temperature sensor that detects the temperature of the living body, and the third temperature sensor includes an oxygen saturation acquisition unit.
  • the oxygen saturation acquisition unit is arranged so as to face the first temperature sensor with a gap therebetween, based on the detection value by the first temperature sensor and the detection value by the third temperature sensor. Is preferably measured.
  • the third temperature sensor is disposed so as to face the first temperature sensor with the oxygen saturation acquisition unit interposed therebetween, and the detected value (temperature of the heat generating unit) by the first temperature sensor and the third temperature sensor
  • the deep body temperature of the living body (measurement site) is measured based on the detected value (temperature of the measurement site). Therefore, the deep body temperature of the living body can be accurately measured. Therefore, oxygen saturation can be measured in consideration of the deep body temperature of the living body (for example, considering whether the blood flow at the measurement site is increased and arterialized), and the measurement accuracy of oxygen saturation is further improved. Is possible.
  • the resistance value of the heat generating portion increases as the temperature rises.
  • the resistance value of the heat generating part increases as the temperature rises. For this reason, when the temperature rises, the value of the current flowing through the heat generating portion decreases, the amount of heat generation decreases, and the temperature decreases. On the other hand, when the temperature decreases, the resistance value decreases, the value of the current flowing through the heat generating portion increases, the amount of heat generation increases, and the temperature increases again. That is, an autonomous temperature adjustment function is exhibited so that the temperature of the heat generating portion falls within a predetermined range. Therefore, for example, it is not necessary to externally adjust (F / B control) the value of the current flowing through the heat generating part according to the temperature of the heat generating part. In this way, by having an autonomous temperature adjustment function, a circuit and processing (control) for turning on and off the applied electric power are not required, and thus the cost can be further reduced.
  • a warming oximeter that is excellent in wearability and portability, can measure oxygen saturation (SpO 2 ) even during activities, and is excellent in cost.
  • FIG. 1 is a (a) plan view and (b) longitudinal sectional view of a warming oximeter 1.
  • FIG. 2 is an enlarged view showing a main part of the warming oximeter 1.
  • FIG. 3 is a block diagram showing the configuration of the oxygen saturation acquisition unit 11 constituting the heating oximeter 1.
  • the warming oximeter 1 has a heating function for heating the measurement site, increases the blood flow at the measurement site to become an artery, and utilizes the light absorption characteristics of blood hemoglobin (oxygenated hemoglobin and reduced hemoglobin) Then, the oxygen saturation (the abundance ratio of oxyhemoglobin and reduced hemoglobin) is optically measured (details will be described later).
  • the warming oximeter 1 is a warming oximeter that is excellent in wearability and portability, can continuously measure oxygen saturation even during activities, and is excellent in cost.
  • the warming oximeter 1 mainly includes a heat insulating unit 40, a heat generating unit 30, a first temperature detecting unit 21, and an oxygen saturation acquiring unit 11.
  • each of these components includes an oxygen saturation acquisition unit 11, a first temperature detection unit (first temperature detection layer) 21, a heat generation unit (heat generation layer) 30, and a heat insulation unit (heat insulation layer). They are stacked (stacked) in the order of 40.
  • the heat insulating part 40 is formed in, for example, a rectangular thin sheet shape.
  • the shape of the heat insulation part 40 is not restricted to a rectangle, For example, a circle etc. may be sufficient.
  • the heat insulating part 40 is formed of a material having heat insulating properties, such as a polyethylene foam or a urethane foam.
  • the heat insulation part 40 has a softness
  • the thickness of the heat insulating portion 40 is preferably about 0.1 mm to several mm, for example.
  • the area of the heat insulating unit 40 is the same as or larger than the areas of the heat generating unit 30, the first temperature detecting unit 21, and the oxygen saturation acquiring unit 11, and is provided so as to cover the whole.
  • the heat generating part 30 is formed in, for example, a rectangular thin sheet shape, and includes a resistor that generates heat when energized.
  • the shape of the heat generating part 30 is not limited to a rectangle, and may be, for example, a circle. More specifically, the heat generating part 30 has, for example, a configuration in which the sheet (heat generating part 30) itself is a heat generating resistor, and a heat generating resistor on the upper surface and / or lower surface (or inside) of the sheet, for example, in a meander shape.
  • Heat generation in the form of a sheet by applying a current to the resistor such as a configuration in which a pattern is formed (or applied), or a configuration in which a plurality of resistors (resistive elements) are arranged in an array on the upper surface and / or lower surface of the sheet. It is configured to be used as a body.
  • the area of the heat generating part 30 is the same as or smaller than the area of the heat insulating part 40 and larger than the area of the first temperature detecting part 21, and the heat insulating part 40 and the first temperature detecting part 21 Between the two.
  • the heat generating portion 30 has a thin battery 31 formed in a sheet shape on the surface or inside thereof, and a switching element 32 (on / off) of electric power (current) applied from the thin battery 31 to the resistor 301 (for example, a semiconductor element such as a transistor) is provided.
  • the switching element 32 is connected to the oxygen saturation acquisition unit 11, and the current flowing through the heat generating unit 30 (resistor 301) is controlled by the oxygen saturation acquisition unit 11 (that is, the temperature is adjusted).
  • the thin battery 31 and the switching element 32 may be provided in the oxygen saturation acquisition unit 11.
  • the first temperature detection unit 21 is formed in a rectangular sheet shape, for example, and includes a first temperature sensor 211 that detects the temperature of the heat generating unit 30.
  • the shape of the 1st temperature detection part 21 is not restricted to a rectangle, For example, a circle etc. may be sufficient.
  • the area of the first temperature detection unit 21 is smaller than that of the heat generation unit 30 and is the same as or larger than that of the oxygen saturation acquisition unit 11. Arranged between.
  • the first temperature sensor 211 for example, a thermistor (NPT thermistor) whose resistance value varies with temperature is preferably used.
  • the first temperature sensor 211 is connected to the oxygen saturation acquisition unit 11, and an electrical signal (voltage value) corresponding to the temperature of the heat generation unit 30 is read by the oxygen saturation acquisition unit 11.
  • the oxygen saturation acquisition unit 11 includes, for example, two light emitting elements 103 and 104 that emit light of different wavelengths and a light receiver (light receiving element) 107 that are formed in a rectangular flexible thin plate shape (or sheet shape). Optically, oxygen saturation (abundance ratio between oxyhemoglobin and reduced hemoglobin) is obtained.
  • the shape of the oxygen saturation acquisition unit 11 is not limited to a rectangle, and may be, for example, a circle.
  • the oxygen saturation acquisition unit 11 reads the temperature of the heat generating unit 30 detected by the first temperature detecting unit 21 (first temperature sensor 211) so that the temperature of the heat generating unit 30 becomes a predetermined set temperature.
  • the current applied to the heat generating unit 30 (resistor 301) is controlled (F / B control) (that is, the temperature is adjusted).
  • F / B control that is, the temperature is adjusted.
  • the light emitter 102 includes first and second light emitting elements 103 and 104 that output light of first and second wavelength bands different from each other.
  • light emitting diodes LEDs
  • the first light emitting element 103 emits red light having a high absorption coefficient of reduced hemoglobin, for example, in the 700 nm band
  • the second light emitting element 104 has infrared light having a high absorption coefficient of oxyhemoglobin, for example, in the 900 nm band. Is emitted.
  • the first and second light emitting elements 103 and 104 are connected to first and second drive circuits 105 and 106, respectively.
  • the first and second light emitting elements 103 and 104 emit light in accordance with the drive signals supplied from the first and second drive circuits 105 and 106.
  • the first drive circuit 105 supplies a drive signal that is pulse-modulated at a predetermined frequency f.
  • the second drive circuit 106 is configured in substantially the same manner as the first drive circuit 105. For this reason, the second drive circuit 106 supplies a drive signal pulse-modulated at the same predetermined frequency f as that of the first drive circuit 105 toward the second light emitting element 104, and causes the second light emitting element 104 to flash and emit light. Let At that time, the first and second light emitting elements 103 and 104 emit light at different timings (for example, alternately).
  • the first and second light emitting elements 103 and 104 may be configured to emit light together in synchronization with each other. Good. Note that a surface emitting laser (VCSEL) or a laser diode (LD) may be used as the first and second light emitting elements 103 and 104.
  • VCSEL surface emitting laser
  • LD laser diode
  • the light receiver 107 is formed by a light receiving element such as a photodiode (PD), for example, and photoelectrically converts the received light into an electric signal and outputs the electric signal. Specifically, the light receiver 107 receives light emitted from the light emitting elements 103 and 104 and reflected or transmitted by the living body B, and converts the received light into first and second detection signals S1 and S2. The detection signals S1 and S2 are output to the preamplifier 108. At this time, the first detection signal S1 is a signal corresponding to light in the first wavelength band, and the second detection signal S2 is a signal corresponding to light in the second wavelength band.
  • PD photodiode
  • the light receiver 107 may use, for example, a phototransistor as a light receiving element.
  • the light receiver 107 may be configured using a single light receiving element, and may be configured using a plurality of light receiving elements that receive light in different wavelength bands by using, for example, an optical filter. Good.
  • the pre-stage amplifier 108 is configured using, for example, an operational amplifier, and its input terminal is connected to the light receiver 107.
  • the preamplifier 108 amplifies the detection signals S 1 and S 2 output from the light receiver 107 and outputs the amplified signals to the filter circuit 109.
  • the filter circuit 109 includes a capacitor 109A as a coupling capacitor connected between the front-stage amplifier 108 and the rear-stage amplifier 110.
  • the filter circuit 109 functions as a high-pass filter that allows a signal having a higher frequency than this signal to pass, including a signal having a predetermined frequency f at which the light emitting elements 103 and 104 flash and emit light.
  • the first and second detection signals S1 and S2 are amplitude-modulated signals of the predetermined frequency f.
  • the filter circuit 109 modulates the modulated signals S1m and S2m that are amplitude-modulated at the predetermined frequency f from the first and second detection signals S1 and S2. Is extracted and output.
  • the post-stage amplifier 110 is an amplifier that amplifies the modulation signals S1m and S2m.
  • the post-stage amplifier 110 is configured using, for example, an operational amplifier, and constitutes an amplifier circuit 111 together with the pre-stage amplifier 108.
  • the post-stage amplifier 110 is connected to the output side of the filter circuit 109, amplifies the first and second modulation signals S1m and S2m, and outputs the first and second modulation signals S1M and S2M.
  • the processing circuit 112 is roughly configured by a multiplexer 113, an AD converter 114, and an arithmetic processing unit 115.
  • the multiplexer 113 connects the post-stage amplifier 110 to the AD converter 114.
  • the first and second modulation signals S1M and S2M output from the post-stage amplifier 110 are input to the AD converter 114 via the multiplexer 113.
  • the AD converter 114 converts the first and second modulation signals S1M and S2M from analog signals to digital signals. At this time, the AD converter 114 converts, for example, only a plus-side signal out of the first and second modulation signals S1M and S2M into a digital value.
  • the arithmetic processing unit 115 is constituted by, for example, a microcomputer or the like, and based on the first and second modulation signals S1M and S2M output from the AD converter 114, the direct current components of the first and second detection signals S1 and S2 While calculating S1d, S2d and AC components S1a, S2a, the absorbance ratio R12 of the living body B is obtained. In addition to the absorbance ratio R12, the arithmetic processing unit 115 generates biological information such as oxygen saturation, acceleration pulse wave, and pulse based on the first and second detection signals S1 and S2.
  • the oxygen saturation acquisition unit 11 houses a wireless communication unit 60 that transmits biological information such as the measured oxygen saturation to an external device.
  • the acquired measurement data such as oxygen saturation is transmitted to, for example, a PC, a smartphone having a display, a portable music player, or the like via the wireless communication unit 60.
  • the warming oximeter 1 When measuring the oxygen saturation or the like using the warming oximeter 1, the warming oximeter 1 is attached (attached) to, for example, the user's arm, chest, or head.
  • the temperature of the heat generating unit 30 detected by the first temperature detecting unit 21 is read, and the heat generating unit 30 (resistor 301) so that the temperature of the heat generating unit 30 becomes a predetermined set temperature. ) Is controlled (F / B control) (that is, the temperature is adjusted).
  • F / B control that is, the temperature is adjusted.
  • the amount of blood flowing through this small artery is increased, thereby expanding the capillaries and increasing the blood flow rate.
  • oxygen is consumed by the tissue during the passage of blood, and conversion from arterial blood to venous blood is performed.
  • the blood flow is large and the blood flow is fast. It flows out into the vein as arterial blood. For this reason, the blood flowing in all the blood vessels (small arteries, capillaries, venules) in the superficial dermis immediately below the periphery of the heating part becomes arterial blood.
  • the light emitting element 103 emits light in the vicinity of red light having a high extinction coefficient of reduced hemoglobin
  • the light emitting element 104 emits light in the vicinity of infrared light having a high extinction coefficient of oxyhemoglobin.
  • the oxygen saturation in the blood according to the abundance ratio of oxyhemoglobin and deoxyhemoglobin is acquired. Note that the details of the method for obtaining the oxygen saturation are as described above, and thus detailed description thereof is omitted here. In this way, the user can acquire and measure the oxygen saturation and the like only by wearing the warming oximeter 1 (attaching to the skin).
  • the acquired / measured biological information such as the oxygen saturation is transmitted to an external device (for example, a smartphone) by the wireless communication unit 60.
  • the sheet-like first temperature detecting unit 21 and the sheet-like heat generating unit 30 are formed on the oxygen saturation obtaining unit 11 formed in a flexible thin plate shape.
  • the sheet-like heat insulation part 40 is piled up (stacked), and the heating type oximeter 1 is comprised. Therefore, the warming oximeter 1 can be made thin and light, and can be excellent in wearability and portability. Moreover, since it can comprise by laminating
  • the oxygen saturation acquisition unit 11, the first temperature detection unit 21, the heat generation unit 30, and the heat insulation unit 40 are configured so that the areas increase in order (that is, the stacking order).
  • the living body (measurement site) can be heated from around the oxygen saturation acquisition unit 11.
  • the entire oxygen saturation acquisition unit 11, the first temperature detection unit 21, and the heat generation unit 30 can be covered with the heat insulating unit 40.
  • the temperature of the heat generating unit 30 can be detected by directly contacting the heat generating unit 30. Therefore, the measurement site can be effectively heated and the temperature of the heat generating unit 30 can be controlled with high accuracy, so that the oxygen saturation can be acquired with high accuracy in a short time.
  • the acquisition conditions of oxygen saturation can be stabilized.
  • FIG. 4 is a longitudinal sectional view of the warming oximeter 1B.
  • the same or equivalent components as those in the first embodiment are denoted by the same reference numerals.
  • the second temperature detection unit 22 includes a second temperature sensor 221 that measures the temperature of the living body (skin) in addition to the first temperature sensor 211 that detects the temperature of the heating unit 30.
  • the second temperature detection unit 22 includes a second temperature sensor 221 that measures the temperature of the living body (skin) in addition to the first temperature sensor 211 that detects the temperature of the heating unit 30.
  • the other structure is the same as that of the heating type oximeter 1 mentioned above, it abbreviate
  • the first temperature detection unit 22 extends so that the peripheral portion contacts the living body (skin), and the second temperature sensor 221 for detecting the temperature of the living body (skin) is disposed on the peripheral portion.
  • the second temperature sensor 221 an NPT thermistor or the like is preferably used as in the first temperature sensor 211 described above.
  • the second temperature sensor 221 is also connected to the oxygen saturation acquisition unit 11, and an electrical signal (voltage value) corresponding to the temperature of the living body (skin) is read by the oxygen saturation acquisition unit 11.
  • the second temperature detection unit 22 includes the second temperature sensor 221 that measures the temperature of the living body (skin) in addition to the first temperature sensor 211 that detects the temperature of the heat generation unit 30. . Therefore, in addition to the temperature of the heat generating part 30, the temperature of the living body (skin) can be taken into account (for example, considering whether the blood flow at the measurement site is increased and becoming arterial), and the oxygen saturation can be measured. It becomes possible to improve the measurement accuracy of oxygen saturation.
  • FIG. 5 is a longitudinal sectional view of the warming oximeter 2.
  • FIG. 6 is an enlarged view showing a main part of the warming oximeter 2. 5 and 6, the same or equivalent components as those in the first embodiment are denoted by the same reference numerals.
  • the warming oximeter 2 includes the third temperature detection unit 23 and the oxygen saturation acquisition unit 12 instead of the oxygen saturation acquisition unit 11 described above. This is different from the warming oximeter 1 according to the embodiment.
  • the other structure is the same as that of the heating type oximeter 1 mentioned above, it abbreviate
  • the third temperature detection unit 23 is formed in, for example, a rectangular thin sheet shape, and includes a third temperature sensor 231 that measures the temperature of the living body (measurement site).
  • the shape of the third temperature detection unit 23 is not limited to a rectangle, and may be, for example, a circle.
  • the third temperature sensor 231 (third temperature detection unit 23) is arranged to face the first temperature sensor 211 (first temperature detection unit 21) with the oxygen saturation detection unit 12 interposed therebetween.
  • an NPT thermistor or the like is preferably used in the same manner as the first temperature sensor 211 described above.
  • the third temperature sensor 231 is connected to the oxygen saturation acquisition unit 12, and an electrical signal (voltage value) corresponding to the temperature of the living body (measurement site) is read by the oxygen saturation acquisition unit 13.
  • through holes 23a and 23b are formed at positions corresponding to the light emitter 102 (light emitting elements 103 and 104) and the light receiver 107 provided in the oxygen saturation acquisition unit 12, respectively.
  • Measurement light is emitted by the light emitter 102 (light emitting elements 103 and 104) and measurement light is received by the light receiver 107 through the through holes 23a and 23b.
  • the oxygen saturation acquisition unit 12 detects the living body (measurement site) based on the detection value (temperature of the heat generating unit 30) detected by the first temperature sensor 211 and the detection value (temperature of the measurement site) detected by the third temperature sensor 231. Measure deep body temperature. More specifically, by applying a heat flow compensation method and apparently making heat dissipation from the body surface zero, there is no heat flow from the inside of the body to the body surface, and the body surface and the inside of the body are in a thermal equilibrium state. By measuring the body surface temperature in this state, the same temperature as the deep part can be measured.
  • two temperature sensors that is, a first temperature sensor 211 and a third temperature sensor 231 are arranged across the oxygen saturation detection unit 12, and the body surface temperature is changed by the third temperature sensor 231, and the first temperature sensor 211 is changed.
  • the temperature of the heat generating unit 30 is detected.
  • the deep body temperature can be measured non-invasively by controlling the electric current which flows through the heat generating part 30 so that both temperature difference becomes zero.
  • the oxygen saturation acquisition unit 12 acquires the oxygen saturation in consideration of the detected deep body temperature (for example, considering whether the blood flow at the measurement site is increased and arterialized).
  • a thin film-like adhesive portion (adhesive layer) 50 having adhesiveness (adhesiveness) is attached to the peripheral portion of the heat insulating portion 40.
  • this adhesion part 50 consists of a raw material which has biocompatibility. The warming oximeter 2 can be easily attached to the living body (measurement site) by the adhesive force of the adhesive part 50.
  • the third temperature sensor 231 is disposed so as to face the first temperature sensor 211 with the oxygen saturation acquisition unit 12 interposed therebetween, and a detection value (the heating unit 30) detected by the first temperature sensor 211. ) And the detection value (temperature of the measurement site) by the third temperature sensor 231, the deep body temperature of the living body is measured. Therefore, the deep body temperature of the living body can be accurately measured. Therefore, it is possible to measure the oxygen saturation taking into account the deep body temperature of the living body (measurement site) (for example, considering whether the blood flow at the measurement site is increased and becoming arterial), and the measurement accuracy of oxygen saturation can be improved. This can be further improved.
  • the adhesive part 50 which has adhesiveness is provided in the peripheral part of the heat insulation part 40.
  • the third temperature detection unit 23, the oxygen saturation acquisition unit 12, the first temperature detection unit 21, the heat generating unit 30 and the living body (measurement site) are not interposed between the living body (measurement site), and the thin heating type
  • the oximeter 1 can be attached to a living body (measurement site). Therefore, it is possible to further improve the wearability and portability without reducing the measurement accuracy.
  • FIG. 7 is a longitudinal sectional view of the warming oximeter 3.
  • the same or equivalent components as those in the first embodiment are denoted by the same reference numerals.
  • the warming oximeter 3 is different from the warming oximeter 1 according to the first embodiment described above in that a heating unit 33 is provided instead of the heating unit 30.
  • a heating unit 33 is provided instead of the heating unit 30.
  • the other structure is the same as that of the heating type oximeter 1 mentioned above, it abbreviate
  • the resistance value of the heat generating portion 33 increases as the temperature rises. For this reason, when the temperature of the heat generating portion 33 rises, the value of the current flowing through the heat generating portion 33 decreases, the amount of heat generation decreases, and the temperature decreases. On the other hand, when the temperature of the heat generating portion 33 decreases, the resistance value decreases, the value of the current flowing through the heat generating portion 33 increases, the amount of heat generation increases, and the temperature increases again. That is, the heat generating part 33 has an autonomous temperature adjustment function so that the temperature falls within a predetermined range.
  • the heat generating portion 33 for example, a material formed by mixing a resin and a resistance powder can be used. In this case, when the temperature rises, the resin softens, and the resistance value of the total sheet (heat generating portion 33) increases. As a result, as described above, it becomes difficult for current to flow, and the amount of heat generation is reduced to lower the temperature.
  • the resistance value of the heat generating portion 33 increases as the temperature rises. For this reason, when the temperature rises, the value of the current flowing through the heat generating portion 33 decreases, the amount of heat generation decreases, and the temperature decreases. On the other hand, when the temperature decreases, the resistance value decreases, the value of the current flowing through the heat generating portion 33 increases, the amount of heat generation increases, and the temperature increases again. That is, an autonomous temperature adjustment function is exhibited so that the temperature of the heat generating portion 33 falls within a predetermined range. Therefore, for example, it is not necessary to adjust (F / B control) the value of the current flowing through the heat generating portion 33 according to the temperature of the heat generating portion 33. As a result, a circuit and a process (control) for turning on / off the applied power are not required, and the cost can be further reduced.
  • the present invention is not limited to the above-described embodiments, and various modifications can be made.
  • the shape and size of the oxygen saturation acquisition units 11, 12 and 13, the first and second and third temperature detection units 21, 22 and 23, the heat generation units 30 and 33, the heat insulation unit 40 and the adhesive unit 50, A material etc. are not restricted to the said embodiment, It can set arbitrarily according to a requirement etc.

Abstract

加温型オキシメータ（１）は、シート状に形成され、断熱性を有する断熱部（４０）と、シート状に形成され、通電されることにより発熱する抵抗体を含む発熱部（３０）と、シート状に形成され、発熱部（３０）の温度を検出する第１温度センサ（２１１）を含む第１温度検出部（２１）と、薄板状に形成され、発光素子（１０３，１０４）及び受光素子（１０７）を含み、血中の酸素飽和度を光学的に取得する酸素飽和度取得部（１２）と、シート状に形成され、生体の温度を検出する第３温度センサ（２３１）を含む第３温度検出部（２３）とを備え、第３温度検出部（２３）、酸素飽和度取得部（１２）、第１温度検出部（２１）、発熱部（３０）、断熱部（４０）の順に積み重ねられて構成されている。

Description

加温型オキシメータ
　本発明は、測定部位を加温しつつ血中酸素飽和度を測定する加温型オキシメータに関する。
　従来から、体に輸送される酸素量の指標、特に肺に関係して体に充分な酸素を供給できているか否かの指標として、血液中のヘモグロビンのうち、実際に酸素を運んでいるヘモグロビン（酸化ヘモグロビン：ＨｂＯ２）の比率を示す酸素飽和度（ＳｐＯ２）が用いられている。また、このような酸素飽和度を測定するために、パルスオキシメータが利用されている。
　ここで、例えば、特許文献１には、血液の酸素飽和度を光学センサを用いて非観血的に測定するオキシメータであって、該光学センサが異なる二波長の測定光を出射する発光部と、該測定光の生体部分からの散乱・反射光を受光する受光部とを有し、かつ該発光部および受光部の周囲に温度コントロール可能な加温手段を備えた反射加温型オキシメータが開示されている。
　この反射加温型オキシメータによれば、温度コントロール可能な加温手段により測定部位を加熱し、測定部位の血流量を増大させ動脈化することにより、脈動成分の検出ひいては酸素飽和度の測定を可能としている。すなわち、皮膚を加熱（４２℃以上）すると、皮膚内の浅層血管網中の小動脈が熱刺激を受けその平滑筋が応動して小動脈の内径が拡張し血流抵抗が減少する。その結果、小動脈に流れる血流量が増大し、これにより毛細血管が押し拡げられ、血液流量が増加する。
　ここで、本来、毛細血管では血液の通過中に酸素が組織に消費されて、動脈血から静脈血への変換が行われるが、上述したような加熱状態では、血液流量が多く血流が速いため、動脈血のまま静脈に流出する。このため、加熱部周辺直下では真皮浅層内全血管（小動脈、毛細血管、小静脈）内を流れる血液がほとんど動脈血となる。そして、脈動成分の大きさは測定部位の動脈血の血液流量に比例する。そのため、各測定波長に対する大きな脈動成分信号を取得することができる。
特開昭６３－２３６４５号公報
　上述した特許文献１に記載の反射加温型オキシメータは、オキシメータ本体とセンサ部とを備え、双方が有線（リード線）で接続されて構成されている。ここで、センサ部は、主として、発光素子と受光素子とを含む光センサ、ヒータ、ヒータで加温される加熱ボディ、及び加熱ボディの温度を測定するサーミスタを有して構成されている。また、オキシメータ本体は、センサ部で検出された各測定波長の吸光度の脈動成分信号を処理して酸素飽和度を求め、表示部に酸素飽和度と脈拍数を表示する。なお、発光素子の駆動線、ヒータの電流供給線、受光素子の信号線、及びサーミスタの信号線は、一まとめにしてリード線としてセンサ部から導かれ、オキシメータ本体に接続されている。
　ここで、上述した反射加温型オキシメータでは携帯性は考慮されておらず、オキシメータ本体を身体に装着して活動中（例えば日常生活の中で）連続して計測することは困難である。また、上述したように、センサ部の構造が複雑なため、コストが高くなるおそれがある。
　本発明は、上記問題点を解消する為になされたものであり、装着性、携帯性に優れ、活動中でも酸素飽和度を測定することができ、かつコスト的にも優れた加温型オキシメータを提供することを目的とする。
　本発明に係る加温型オキシメータは、シート状に形成され、断熱性を有する断熱部と、シート状に形成され、通電されることにより発熱する抵抗体を含む発熱部と、シート状に形成され、発熱部の温度を検出する第１温度センサを含む第１温度検出部と、薄板状に形成され、発光素子及び受光素子を含み、血中の酸素飽和度を光学的に取得する酸素飽和度取得部とを備え、上記酸素飽和度取得部、第１温度検出部、発熱部、断熱部の順に、積み重ねられて構成されていることを特徴とする。
　本発明に係る加温型オキシメータによれば、薄板状に形成された酸素飽和度取得部の上に、シート状の第１温度検出部、シート状の発熱部、及びシート状の断熱部が積み重ねられて（積層されて）構成される。そのため、薄型、軽量にでき、装着性、携帯性に優れている。また、順次積層することにより構成できるため、構造が比較的シンプルになり、コスト的にも優れている。その結果、装着性、携帯性に優れ、活動中でも酸素飽和度（ＳｐＯ２）を測定することができ、かつコスト的にも優れた加温型オキシメータを提供することが可能となる。
　本発明に係る加温型オキシメータでは、上記酸素飽和度取得部、第１温度検出部、発熱部、断熱部の順に、面積が大きくなるように構成されていることが好ましい。
　この場合、酸素飽和度取得部、第１温度検出部、発熱部、断熱部の順（すなわち積層順）に、面積が大きくなるように構成されている。そのため、酸素飽和度取得部の周囲から生体（測定部位）を加温することができる。また、酸素飽和度取得部、第１温度検出部、及び発熱部全体を断熱部で覆うことができる。さらに、発熱部と直接接触して該発熱部の温度を検出することができる。よって、測定部位を効果的に加温するとともに、精度よく発熱部の温度制御を行うことができるため、酸素飽和度を精度よく取得することが可能となる。
　本発明に係る加温型オキシメータは、断熱部の周縁部に設けられ、粘着性を有する粘着部をさらに備えることが好ましい。
　この場合、断熱部の周縁部に設けられ、粘着性を有する粘着部をさらに備えている。そのため、酸素飽和度取得部、第１温度検出部、発熱部と生体（測定部位）との間に粘着部が介在することなく、薄型の加温型オキシメータを生体（測定部位）に貼り付けることができる。よって、測定精度を低下させることなく、装着性、携帯性をより向上させることが可能となる。
　本発明に係る加温型オキシメータでは、第１温度検出部が、上記第１温度センサに加えて、生体の温度を検出する第２温度センサを含むことが好ましい。
　この場合、第１温度検出部が、第１温度センサに加えて、生体の温度を検出する第２温度センサを含んでいる。そのため、発熱部の温度に加えて、生体（測定部位）の温度を考慮（例えば、測定部位の血流量が増大され動脈化しているかなどを考慮）して酸素飽和度を取得することができ、酸素飽和度の測定精度を向上させることが可能となる。
　本発明に係る加温型オキシメータは、シート状に形成され、生体の温度を検出する第３温度センサを含む第３温度検出部をさらに備え、該第３温度センサが、酸素飽和度取得部を挟んで上記第１温度センサと対向するように配置されており、酸素飽和度取得部が、第１温度センサによる検出値と、第３温度センサによる検出値とに基づいて、生体の深部体温を計測することが好ましい。
　この場合、第３温度センサが、酸素飽和度取得部を挟んで第１温度センサと対向するように配置されており、第１温度センサによる検出値（発熱部の温度）と、第３温度センサによる検出値（測定部位の温度）とに基づいて、生体（測定部位）の深部体温が計測される。そのため、生体の深部体温を精度よく計測することができる。よって、生体の深部体温を考慮（例えば、測定部位の血流量が増大され動脈化しているかなどを考慮）して酸素飽和度を測定することができ、酸素飽和度の測定精度をより向上させることが可能となる。
　本発明に係る加温型オキシメータでは、温度の上昇に応じて発熱部の抵抗値が増大することが好ましい。
　この場合、温度の上昇に応じて発熱部の抵抗値が増大する。そのため、温度が上昇すると発熱部を流れる電流値が低下し、発熱量が減少して、温度が低下する。一方、温度が低下すると抵抗値が減少し、発熱部を流れる電流値が上昇し、発熱量が増大して、再び温度が上昇する。すなわち、発熱部の温度が所定の範囲内に収まるように自律的な温度調整機能が発揮される。そのため、例えば、発熱部の温度に応じて該発熱部に流す電流値を外部から調節（Ｆ／Ｂ制御）する必要がない。このように、自律的な温度調整機能を有することで、印加する電力をオン／オフするための回路や処理（制御）が不要になるため、コストをより低減することが可能となる。
　本発明によれば、装着性、携帯性に優れ、活動中でも酸素飽和度（ＳｐＯ２）を測定することができ、かつコスト的にも優れた加温型オキシメータを提供することが可能となる。
第１実施形態に係る加温型オキシメータの（ａ）平面図、及び（ｂ）縦断面図である。 第１実施形態に係る加温型オキシメータの要部を拡大して示した図である。 第１実施形態に係る加温型オキシメータを構成する酸素飽和度取得部の構成を示すブロック図である。 第１実施形態の変形例に係る加温型オキシメータの縦断面図である。 第２実施形態に係る加温型オキシメータの縦断面図である。 第２実施形態に係る加温型オキシメータの要部を拡大して示した図である。 第３実施形態に係る加温型オキシメータの縦断面図である。
　以下、図面を参照して本発明の好適な実施形態について詳細に説明する。なお、図中、同一又は相当部分には同一符号を用いることとする。また、各図において、同一要素には同一符号を付して重複する説明を省略する。
　（第１実施形態）
　まず、図１～図３を併せて用いて、第１実施形態に係る加温型パルスオキシメータ（以下、単に「加温型オキシメータ」という）１の構成について説明する。図１は、加温型オキシメータ１の（ａ）平面図、及び（ｂ）縦断面図である。図２は、加温型オキシメータ１の要部を拡大して示した図である。また、図３は、加温型オキシメータ１を構成する酸素飽和度取得部１１の構成を示すブロック図である。
　加温型オキシメータ１は、測定部位を加熱する加温機能を有し、該測定部位の血流量を増大させて動脈化するとともに、血中ヘモグロビン（酸化ヘモグロビン及び還元ヘモグロビン）の吸光特性を利用して、酸素飽和度（酸化ヘモグロビンと還元ヘモグロビンとの存在比）を光学的に計測するものである（詳細は後述する）。特に、加温型オキシメータ１は、装着性、携帯性に優れ、活動中でも連続して酸素飽和度を測定することができ、かつコスト的にも優れた加温型オキシメータである。
　そのため、加温型オキシメータ１は、主として、断熱部４０、発熱部３０、第１温度検出部２１、及び酸素飽和度取得部１１を備えて構成されている。加温型オキシメータ１では、これらの各構成要素が、酸素飽和度取得部１１、第１温度検出部（第１温度検出層）２１、発熱部（発熱層）３０、断熱部（断熱層）４０の順に、積み重ねられて（積層されて）構成されている。
　断熱部４０は、例えば、矩形の薄いシート状に形成されている。なお、断熱部４０の形状は、矩形に限られることなく、例えば、円形などであってもよい。断熱部４０は、断熱性を有する素材、例えば、ポリエチレン発泡体やウレタン発泡体などによって形成される。また、断熱部４０は、体表面の形状や動きに沿うように、柔軟性を有している。ここで、断熱性及び柔軟性を考慮し、断熱部４０の厚みは、例えば、０．１ｍｍ～数ｍｍ程度であることが好ましい。断熱部４０は、その面積が、発熱部３０、第１温度検出部２１、酸素飽和度取得部１１の面積と同じか又は大きく、これらを全体的に覆うように設けられる。
　発熱部３０は、例えば、矩形の薄いシート状に形成され、通電されることにより発熱する抵抗体を含むものである。なお、発熱部３０の形状も矩形に限られることなく、例えば円形などであってもよい。より具体的には、発熱部３０は、例えば、シート（発熱部３０）自体が発熱抵抗体である構成、シートの上面及び／又は下面（又は内部）に発熱抵抗体が、例えばミアンダ形状等にパターン形成（又は塗布）された構成、シートの上面及び／又は下面に複数の抵抗体（抵抗素子）がアレイ状に並べて配置された構成など、抵抗体に電流を印加することによりシート状の発熱体として使用できるように構成されている。発熱部３０は、その面積が、断熱部４０の面積と同じか又は小さく、かつ、第１温度検出部２１の面積よりも大きく形成されており、該断熱部４０と第１温度検出部２１との間に配設される。
　また、発熱部３０には、その表面又は内部に、シート状に形成された薄型バッテリ３１、及び、薄型バッテリ３１から抵抗体３０１に印加される電力（電流）をオン／オフするスイッチング素子３２（例えばトランジスタ等の半導体素子）が設けられている。スイッチング素子３２は、酸素飽和度取得部１１に接続されており、発熱部３０（抵抗体３０１）に流れる電流が、酸素飽和度取得部１１によって制御される（すなわち、温度調節される）。なお、これらの薄型バッテリ３１やスイッチング素子３２は、酸素飽和度取得部１１に持たせてもよい。
　第１温度検出部２１は、例えば、矩形のシート状に形成され、発熱部３０の温度を検出する第１温度センサ２１１を含むものである。なお、第１温度検出部２１の形状も矩形に限られることなく、例えば円形などであってもよい。第１温度検出部２１は、その面積が、発熱部３０よりも小さく、かつ、酸素飽和度取得部１１と同じか又は大きく形成されており、該発熱部３０と酸素飽和度取得部１１との間に配設される。ここで、第１温度センサ２１１としては、例えば、温度によって抵抗値が変化するサーミスタ（ＮＰＴサーミスタ）などが好適に用いられる。第１温度センサ２１１は、酸素飽和度取得部１１に接続されており、発熱部３０の温度に応じた電気信号（電圧値）が酸素飽和度取得部１１で読み込まれる。
　酸素飽和度取得部１１は、例えば、矩形のフレキシブルな薄板状（又はシート状）に形成され、異なる波長の光を出射する２つの発光素子１０３，１０４、及び受光器（受光素子）１０７を含み、光学的に酸素飽和度（酸化ヘモグロビンと還元ヘモグロビンとの存在比）を取得する。なお、酸素飽和度取得部１１の形状も矩形に限られることなく、例えば円形などであってもよい。また、酸素飽和度取得部１１は、第１温度検出部２１（第１温度センサ２１１）により検出された発熱部３０の温度を読み込み、該発熱部３０の温度が所定の設定温度となるように該発熱部３０（抵抗体３０１）に印加する電流を制御（Ｆ／Ｂ制御）する（すなわち、温度を調節する）。ここで、図３を参照して、酸素飽和度取得部１１についてより詳細に説明する。
　発光器１０２は、互いに異なる第１，第２の波長帯の光を出力する第１，第２の発光素子１０３，１０４から構成されている。なお、本実施形態では、これらの第１，第２の発光素子１０３，１０４として、発光ダイオード（ＬＥＤ）を用いた。ここで、第１の発光素子１０３は、還元ヘモグロビンの吸光係数が高い例えば７００ｎｍ帯の赤色光を発光し、第２の発光素子１０４は、酸化ヘモグロビンの吸光係数が高い例えば９００ｎｍ帯の赤外光を発光する。
　また、第１，第２の発光素子１０３，１０４には、第１，第２の駆動回路１０５，１０６がそれぞれ接続されている。第１，第２の発光素子１０３，１０４は、第１，第２の駆動回路１０５，１０６から供給される駆動信号に応じて、点滅発光する。ここで、第１の駆動回路１０５は、予め決められた所定周波数ｆでパルス変調した駆動信号を供給する。
　第２の駆動回路１０６も、第１の駆動回路１０５とほぼ同様に構成されている。このため、第２の駆動回路１０６は、第２の発光素子１０４に向けて第１の駆動回路１０５と同じ所定周波数ｆでパルス変調した駆動信号を供給し、第２の発光素子１０４を点滅発光させる。なお、その際に、第１，第２の発光素子１０３，１０４は、互いに異なるタイミングで（例えば交互に）発光する。
　ただし、受光器１０７が第１，第２の波長帯の光を分離して受光可能であれば、第１，第２の発光素子１０３，１０４は、互いに同期して一緒に発光する構成としてもよい。なお、第１，第２の発光素子１０３，１０４として、面発光レーザ（ＶＣＳＥＬ）やレーザダイオード（ＬＤ）を用いてもよい。
　受光器１０７は、例えばフォトダイオード（ＰＤ）等の受光素子によって形成され、受光した光を電気信号に光電変換して出力する。具体的には、受光器１０７は、発光素子１０３，１０４から照射されて生体Ｂで反射または透過した光を受光し、この受光した光を第１，第２の検出信号Ｓ１，Ｓ２に変換し、これらの検出信号Ｓ１，Ｓ２を前段増幅器１０８に出力する。このとき、第１の検出信号Ｓ１は第１の波長帯の光に応じた信号であり、第２の検出信号Ｓ２は第２の波長帯の光に応じた信号である。
　なお、受光器１０７は、受光素子として例えばフォトトランジスタを用いてもよい。また、受光器１０７は、単一の受光素子を用いて構成してもよく、例えば光学フィルタ等を用いることによって、互いに異なる波長帯の光を受光する複数の受光素子を用いて構成してもよい。
　前段増幅器１０８は、例えば演算増幅器を用いて構成され、その入力端子が受光器１０７に接続されている。この前段増幅器１０８は、受光器１０７から出力される検出信号Ｓ１，Ｓ２を増幅し、フィルタ回路１０９に出力する。
　フィルタ回路１０９は、前段増幅器１０８と後段増幅器１１０との間に接続されたカップリングコンデンサとしてのコンデンサ１０９Ａによって構成されている。このフィルタ回路１０９は、発光素子１０３，１０４が点滅発光する所定周波数ｆの信号を含めて、この信号よりも高い周波数の信号が通過可能な高域通過フィルタとして機能する。
　ここで、発光器１０２は所定周波数ｆで点滅発光するため、第１，第２の検出信号Ｓ１，Ｓ２は、所定周波数ｆの信号を振幅変調したものになる。このとき、コンデンサ１０９Ａは所定周波数ｆよりも低周波の信号を遮断するから、フィルタ回路１０９は、第１，第２の検出信号Ｓ１，Ｓ２から所定周波数ｆで振幅変調された変調信号Ｓ１ｍ，Ｓ２ｍを抽出して出力する。
　後段増幅器１１０は、変調信号Ｓ１ｍ，Ｓ２ｍを増幅する増幅器である。後段増幅器１１０は、例えば演算増幅器を用いて構成され、前段増幅器１０８と一緒に増幅回路１１１を構成している。この後段増幅器１１０は、フィルタ回路１０９の出力側に接続され、第１，第２の変調信号Ｓ１ｍ，Ｓ２ｍを増幅し、第１，第２の変調信号Ｓ１Ｍ，Ｓ２Ｍを出力する。
　処理回路１１２は、マルチプレクサ１１３、ＡＤコンバータ１１４および演算処理部１１５によって大略構成されている。マルチプレクサ１１３は、後段増幅器１１０をＡＤコンバータ１１４に接続している。これにより、後段増幅器１１０から出力された第１，第２の変調信号Ｓ１Ｍ，Ｓ２Ｍは、マルチプレクサ１１３を介してＡＤコンバータ１１４に入力される。
　ＡＤコンバータ１１４は、第１，第２の変調信号Ｓ１Ｍ，Ｓ２Ｍをアナログ信号からデジタル信号に変換する。このとき、ＡＤコンバータ１１４は、第１，第２の変調信号Ｓ１Ｍ，Ｓ２Ｍのうち例えばプラス側の信号だけをデジタル値に変換する。
　演算処理部１１５は、例えばマイクロコンピュータ等によって構成され、ＡＤコンバータ１１４から出力される第１，第２の変調信号Ｓ１Ｍ，Ｓ２Ｍに基づいて、第１，第２の検出信号Ｓ１，Ｓ２の直流成分Ｓ１ｄ，Ｓ２ｄと交流成分Ｓ１ａ，Ｓ２ａを演算するとともに、生体Ｂの吸光度比Ｒ１２を求める。また、演算処理部１１５は、吸光度比Ｒ１２に加えて、第１，第２の検出信号Ｓ１，Ｓ２に基づいて、酸素飽和度、加速度脈波、脈拍等の生体情報を生成する。
　また、酸素飽和度取得部１１には、計測した酸素飽和度などの生体情報を外部の機器に送信する無線通信部６０が収納されている。なお、取得された酸素飽和度等の計測データは、無線通信部６０を介して、例えば、ＰＣや、ディスプレイを有するスマートフォン又は携帯型音楽プレーヤ等に送信される。なお、その場合には、計測結果や検出結果に加えて、計測日時等のデータも送信することが好ましい。
　次に、加温型オキシメータ１の使用方法について説明する。加温型オキシメータ１を用いて酸素飽和度などを計測する際には、加温型オキシメータ１を、例えば、使用者の腕、胸、又は頭部などに貼り付ける（装着する）。
　そうすると、第１温度検出部２１（第１温度センサ２１１）により検出された発熱部３０の温度が読み込まれ、発熱部３０の温度が所定の設定温度となるように該発熱部３０（抵抗体３０１）に印加する電流が制御（Ｆ／Ｂ制御）される（すなわち、温度が調節される）。このように、測定部位を加熱し、測定部位の血流量を増大させ動脈化することにより、脈動成分の検出ひいては酸素飽和度の測定が可能となる。すなわち、皮膚を加熱すると、皮膚内の浅層血管網中の小動脈が熱刺激を受けその平滑筋が応動して小動脈の内径が拡張し血流抵抗が減少する。その結果、この小動脈を流れる血流量が増大し、これにより毛細血管が押し拡げられ、血液流量が増加する。ここで、本来、毛細血管では血液の通過中に酸素が組織に消費されて、動脈血から静脈血への変換が行われるが、上述したような加熱状態では、血液流量が多く血流が速いので、動脈血のまま静脈に流出する。このため、加熱部周辺直下では真皮浅層内全血管（小動脈、毛細血管、小静脈）内を流れる血液がほとんど動脈血となる。
　その後、発光素子１０３により還元ヘモグロビンの吸光係数が高い赤色光付近の光が出射されるとともに、発光素子１０４により酸化ヘモグロビンの吸光係数が高い赤外光付近の光が出射される。そして、酸化ヘモグロビンと還元ヘモグロビンとの存在比に応じた血中の酸素飽和度が取得される。なお、酸素飽和度の取得方法の詳細については上述した通りであるので、ここでは詳細な説明を省略する。このようにして、使用者は、加温型オキシメータ１を装着する（皮膚に貼り付ける）だけで、酸素飽和度などを取得・計測することができる。なお、取得・計測された酸素飽和度などの生体情報は、無線通信部６０によって外部の機器（例えばスマートフォンなど）に送信される。
　以上、詳細に説明したように、本実施形態によれば、フレキシブルな薄板状に形成された酸素飽和度取得部１１の上に、シート状の第１温度検出部２１、シート状の発熱部３０、及び、シート状の断熱部４０が積み重ねられて（積層されて）加温型オキシメータ１が構成される。そのため、加温型オキシメータ１を薄型、軽量にでき、装着性、携帯性に優れたものとできる。また、順次積層することにより構成できるため、構造が比較的シンプルになり、製造コスト等を下げることができる。その結果、装着性、携帯性に優れ、活動中でも安定して酸素飽和度（ＳｐＯ２）を測定することができ、かつコスト的にも優れた加温型オキシメータを提供することが可能となる。
　また、本実施形態によれば、酸素飽和度取得部１１、第１温度検出部２１、発熱部３０、断熱部４０の順（すなわち積層順）に、面積が大きくなるように構成されているため、酸素飽和度取得部１１の周囲から生体（測定部位）を加温することができる。また、酸素飽和度取得部１１、第１温度検出部２１、及び発熱部３０の全体を断熱部４０で覆うことができる。さらに、発熱部３０と直接接触して該発熱部３０の温度を検出することができる。よって、測定部位を効果的に加温するとともに、精度よく発熱部３０の温度制御を行うことができるため、酸素飽和度を短時間で精度よく取得することが可能となる。また酸素飽和度の取得条件を安定化することができる。
　（第１実施形態の変形例）
　次に、図４を用いて、第１実施形態の変形例に係る加温型オキシメータ１Ｂについて説明する。ここでは、上述した第１実施形態と同一・同様な構成については説明を簡略化又は省略し、異なる点を主に説明する。図４は、加温型オキシメータ１Ｂの縦断面図である。なお、図４において第１実施形態と同一又は同等の構成要素については同一の符号が付されている。
　加温型オキシメータ１Ｂは、第２温度検出部２２が、発熱部３０の温度を検出する第１温度センサ２１１に加えて、生体（皮膚）の温度を測定する第２温度センサ２２１を含む点で、上述した第１実施形態に係る加温型オキシメータ１（第１温度検出部２１）と異なっている。なお、その他の構成は、上述した加温型オキシメータ１と同一又は同様であるので、ここでは詳細な説明を省略する。
　より詳細には、第１温度検出部２２は、周縁部が生体（皮膚）に接触するように延び、該周縁部に生体（皮膚）の温度を検出するための第２温度センサ２２１が配設されている。なお、第２温度センサ２２１としては、上述した第１温度センサ２１１と同様に、ＮＰＴサーミスタ等が好適に用いられる。なお、第２温度センサ２２１も、酸素飽和度取得部１１に接続されており、生体（皮膚）の温度に応じた電気信号（電圧値）が酸素飽和度取得部１１で読み込まれる。
　本変形例によれば、第２温度検出部２２が、発熱部３０の温度を検出する第１温度センサ２１１に加えて、生体（皮膚）の温度を測定する第２温度センサ２２１を含んでいる。そのため、発熱部３０の温度に加えて、生体（皮膚）の温度を考慮（例えば、測定部位の血流量が増大され動脈化しているかなどを考慮）して酸素飽和度を測定することができ、酸素飽和度の測定精度を向上させることが可能となる。
　（第２実施形態）
　次に、図５、図６を併せて用いて、第２実施形態に係る加温型オキシメータ２について説明する。ここでは、上述した第１実施形態と同一・同様な構成については説明を簡略化又は省略し、異なる点を主に説明する。図５は、加温型オキシメータ２の縦断面図である。また、図６は、加温型オキシメータ２の要部を拡大して示した図である。なお、図５，６において第１実施形態と同一又は同等の構成要素については同一の符号が付されている。
　加温型オキシメータ２は、第３温度検出部２３をさらに有している点、及び、酸素飽和度取得部１１に代えて酸素飽和度取得部１２を有している点で、上述した第１実施形態に係る加温型オキシメータ１と異なっている。なお、その他の構成は、上述した加温型オキシメータ１と同一又は同様であるので、ここでは詳細な説明を省略する。
　第３温度検出部２３は、例えば、矩形の薄いシート状に形成され、生体（測定部位）の温度を測定する第３温度センサ２３１を含んでいる。なお、第３温度検出部２３の形状も矩形に限られることなく、例えば円形などであってもよい。第３温度センサ２３１（第３温度検出部２３）は、酸素飽和度検出部１２を挟んで第１温度センサ２１１（第１温度検出部２１）と対向するように配置されている。なお、第３温度センサ２３１としては、上述した第１温度センサ２１１と同様に、ＮＰＴサーミスタ等が好適に用いられる。なお、第３温度センサ２３１は、酸素飽和度取得部１２に接続されており、生体（測定部位）の温度に応じた電気信号（電圧値）が酸素飽和度取得部１３で読み込まれる。
　また、第３温度検出部２３には、酸素飽和度取得部１２に設けられた発光器１０２（発光素子１０３，１０４）、及び受光器１０７それぞれに対応した位置に、貫通孔２３ａ，２３ｂが形成されている。発光器１０２（発光素子１０３，１０４）による測定光の発光、及び受光器１０７による測定光の受光は、該貫通孔２３ａ，２３ｂを通してが行われる。
　酸素飽和度取得部１２は、第１温度センサ２１１による検出値（発熱部３０の温度）と、第３温度センサ２３１による検出値（測定部位の温度）とに基づいて、生体（測定部位）の深部体温を計測する。より詳細には、熱流補償法を応用し、体表面からの熱の放散を見かけ上ゼロにすることにより、体内部から体表面への熱流がなくなり、体表面と体内部が熱平衡状態になる。この状態で体表面温度を測ることにより、深部と同じ温度を計測できる。
　すなわち、酸素飽和度検出部１２を挟んで２つの温度センサ、すなわち、第１温度センサ２１１及び第３温度センサ２３１を配置し、第３温度センサ２３１によって体表面温度を、第１温度センサ２１１によって発熱部３０の温度を検出する。そして、双方の温度差が零になるように発熱部３０に流す電流を制御することにより、非侵襲的に深部体温を測定することができる。
　そして、酸素飽和度取得部１２は、検出した深部体温を考慮（例えば、測定部位の血流量が増大され動脈化しているかなどを考慮）して酸素飽和度を取得する。
　なお、加温型オキシメータ２では、断熱部４０の周縁部に、粘着性（接着性）を有する薄い膜状の粘着部（粘着層）５０が取り付けられている。なお、この粘着部５０は、生体適合性を有する素材からなることが好ましい。この粘着部５０の粘着力によって、加温型オキシメータ２を生体（測定部位）に容易に貼り付けることができる。
　本実施形態によれば、第３温度センサ２３１が、酸素飽和度取得部１２を挟んで第１温度センサ２１１と対向するように配置されており、第１温度センサ２１１による検出値（加熱部３０の温度）と、第３温度センサ２３１による検出値（測定部位の温度）とに基づいて、生体の深部体温が計測される。そのため、生体の深部体温を精度よく計測することができる。よって、生体（測定部位）の深部体温を考慮（例えば、測定部位の血流量が増大され動脈化しているかなどを考慮）して酸素飽和度を測定することができ、酸素飽和度の測定精度をより向上させることが可能となる。
　また、本実施形態によれば、粘着性を有する粘着部５０が、断熱部４０の周縁部に設けられている。そのため、第３温度検出部２３、酸素飽和度取得部１２、第１温度検出部２１、発熱部３０と生体（測定部位）との間に粘着部５０が介在することなく、薄型の加温型オキシメータ１を生体（測定部位）に貼り付けることができる。よって、測定精度を低下させることなく、装着性、携帯性をより向上させることが可能となる。
　（第３実施形態）
　次に、図７を用いて、第３実施形態に係る加温型オキシメータ３について説明する。ここでは、上述した第１実施形態と同一・同様な構成については説明を簡略化又は省略し、異なる点を主に説明する。図７は、加温型オキシメータ３の縦断面図である。なお、図７において第１実施形態と同一又は同等の構成要素については同一の符号が付されている。
　加温型オキシメータ３は、発熱部３０に代えて、発熱部３３を有している点で、上述した第１実施形態に係る加温型オキシメータ１と異なっている。なお、その他の構成は、上述した加温型オキシメータ１と同一又は同様であるので、ここでは詳細な説明を省略する。
　発熱部３３は、温度の上昇に応じて、該発熱部３３の抵抗値が増大する。そのため、発熱部３３の温度が上昇すると該発熱部３３を流れる電流値が低下し、発熱量が減少して、温度が低下する。一方、発熱部３３の温度が低下すると抵抗値が減少し、発熱部３３を流れる電流値が上昇し、発熱量が増大して、再び温度が上昇する。すなわち、発熱部３３は、温度が所定の範囲内に収まるように自律的な温度調整機能を有している。
　発熱部３３としては、例えば、樹脂と抵抗粉末とを混ぜ合わせて形成したもの等を用いることができる。この場合、温度が上昇すると、樹脂が軟化することにより、トータルのシート（発熱部３３）としての抵抗値が上がることとなる。その結果、上述したように、電流が流れ難くなり、発熱量が減少して温度が低下する。
　本実施形態によれば、温度の上昇に応じて発熱部３３の抵抗値が増大する。そのため、温度が上昇すると発熱部３３を流れる電流値が低下し、発熱量が減少して、温度が低下する。一方、温度が低下すると抵抗値が減少し、発熱部３３を流れる電流値が上昇し、発熱量が増大して、再び温度が上昇する。すなわち、発熱部３３の温度が所定の範囲内に収まるように自律的な温度調整機能が発揮される。そのため、例えば、発熱部３３の温度に応じて該発熱部３３に流す電流値を調節（Ｆ／Ｂ制御）する必要がない。その結果、印加する電力をオン／オフするための回路や処理（制御）が不要になるため、コストをより低減することができることが可能となる。
　以上、本発明の実施の形態について説明したが、本発明は、上記実施形態に限定されるものではなく種々の変形が可能である。例えば、酸素飽和度取得部１１，１２，１３、第１，第２、第３温度検出部２１，２２，２３、発熱部３０，３３、断熱部４０、粘着部５０の形状や、大きさ、素材などは、上記実施形態には限られることなく、要件等に応じて任意に設定することができる。
　１，１Ｂ，２，３　加温型オキシメータ
　１１，１２，１３　酸素飽和度取得部
　１０２　発光器
　１０３，１０４　発光素子
　１０７　受光器（受光素子）
　２１　第１温度検出部
　２２　第２温度検出部
　２３　第３温度検出部
　２１１　第１温度センサ
　２２１　第２温度センサ
　２３１　第３温度センサ
　３０，３３　発熱部
　４０　断熱部
　５０　粘着部
 

Claims (6)

  1. 　シート状に形成され、断熱性を有する断熱部と、
    　シート状に形成され、通電されることにより発熱する抵抗体を含む発熱部と、
    　シート状に形成され、前記発熱部の温度を検出する第１温度センサを含む第１温度検出部と、
    　薄板状に形成され、発光素子及び受光素子を含み、血中の酸素飽和度を光学的に取得する酸素飽和度取得部と、を備え、
    　前記酸素飽和度取得部、前記第１温度検出部、前記発熱部、前記断熱部の順に、積み重ねられて構成されていることを特徴とする加温型オキシメータ。
  2. 　前記酸素飽和度取得部、前記第１温度検出部、前記発熱部、前記断熱部の順に、面積が大きくなるように構成されていることを特徴とする請求項１に記載の加温型オキシメータ。
  3. 　前記断熱部の周縁部に設けられ、粘着性を有する粘着部をさらに備えることを特徴とする請求項１又は２に記載の加温型オキシメータ。
  4. 　前記第１温度検出部は、前記発熱部の温度を検出する前記第１温度センサに加えて、生体の温度を検出する第２温度センサを含むことを特徴とする請求項１～３のいずれか１項に記載の加温型オキシメータ。
  5. 　シート状に形成され、生体の温度を検出する第３温度センサを含む第３温度検出部をさらに備え、
    　前記第３温度センサは、前記酸素飽和度取得部を挟んで前記第１温度センサと対向するように配置されており、
    　前記酸素飽和度取得部は、前記第１温度センサによる検出値と、前記第３温度センサによる検出値とに基づいて、生体の深部体温を計測することを特徴とする請求項１～３のいずれか１項に記載の加温型オキシメータ。
  6. 　前記発熱部は、温度の上昇に応じて抵抗値が増大することを特徴とする請求項１～５のいずれか１項に記載の加温型オキシメータ。
     
PCT/JP2016/075775 2015-09-14 2016-09-02 加温型オキシメータ WO2017047402A1 (ja)

Priority Applications (2)

Application Number Priority Date Filing Date Title
JP2017539827A JP6409980B2 (ja) 2015-09-14 2016-09-02 加温型オキシメータ
US15/919,261 US10925526B2 (en) 2015-09-14 2018-03-13 Heating oximeter

Applications Claiming Priority (2)

Application Number Priority Date Filing Date Title
JP2015180406 2015-09-14
JP2015-180406 2015-09-14

Related Child Applications (1)

Application Number Title Priority Date Filing Date
US15/919,261 Continuation US10925526B2 (en) 2015-09-14 2018-03-13 Heating oximeter

Publications (1)

Publication Number Publication Date
WO2017047402A1 true WO2017047402A1 (ja) 2017-03-23

Family

ID=58289077

Family Applications (1)

Application Number Title Priority Date Filing Date
PCT/JP2016/075775 WO2017047402A1 (ja) 2015-09-14 2016-09-02 加温型オキシメータ

Country Status (3)

Country Link
US (1) US10925526B2 (ja)
JP (1) JP6409980B2 (ja)
WO (1) WO2017047402A1 (ja)

Cited By (2)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
JP2021531844A (ja) * 2018-07-24 2021-11-25 バクスター・インターナショナル・インコーポレイテッドBaxter International Incorp0Rated パッチベースの生理学的センサ
JP7376891B2 (ja) 2019-10-30 2023-11-09 国立大学法人九州大学 生体情報測定装置、及び生体情報測定プログラム

Families Citing this family (3)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
JP6819163B2 (ja) * 2016-09-12 2021-01-27 株式会社デンソーウェーブ 絶縁型信号伝達装置、電子機器
WO2020031147A1 (en) * 2018-08-09 2020-02-13 3M Innovative Properties Company Pulse oximetry and temperature device
KR102405616B1 (ko) * 2020-09-01 2022-06-08 (주) 에이슨 유연 경피성 산소 분압센서

Citations (5)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
JPS5588750A (en) * 1978-12-26 1980-07-04 Sumitomo Electric Industries Percutaneous* simultaneous measuring sensor of concentration of oxygen in blood and quantity of blood flow that circulate in affected part
JPS58501659A (ja) * 1981-10-13 1983-10-06 ラジオメ−タ・アクチセルスカベット 血液パラメータ経皮測定用の電気化学的測定電極装置および血液パラメータ経皮測定装置
US6343223B1 (en) * 1997-07-30 2002-01-29 Mallinckrodt Inc. Oximeter sensor with offset emitters and detector and heating device
JP2007105316A (ja) * 2005-10-14 2007-04-26 Konica Minolta Sensing Inc 生体情報測定器
JP2013515528A (ja) * 2009-12-23 2013-05-09 デルタ、ダンスク・エレクトリニク、リス・オ・アクスティク モニタリングデバイス

Family Cites Families (4)

* Cited by examiner, † Cited by third party
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
JP2766317B2 (ja) 1989-06-22 1998-06-18 コーリン電子株式会社 パルスオキシメータ
JP2004344368A (ja) 2003-05-22 2004-12-09 Moririka:Kk 携帯式医療用測定装置
JP4772408B2 (ja) 2005-07-15 2011-09-14 株式会社東芝 光学的生体情報計測システム及び光情報計測に用いられるカップリング層

Patent Citations (5)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
JPS5588750A (en) * 1978-12-26 1980-07-04 Sumitomo Electric Industries Percutaneous* simultaneous measuring sensor of concentration of oxygen in blood and quantity of blood flow that circulate in affected part
JPS58501659A (ja) * 1981-10-13 1983-10-06 ラジオメ−タ・アクチセルスカベット 血液パラメータ経皮測定用の電気化学的測定電極装置および血液パラメータ経皮測定装置
US6343223B1 (en) * 1997-07-30 2002-01-29 Mallinckrodt Inc. Oximeter sensor with offset emitters and detector and heating device
JP2007105316A (ja) * 2005-10-14 2007-04-26 Konica Minolta Sensing Inc 生体情報測定器
JP2013515528A (ja) * 2009-12-23 2013-05-09 デルタ、ダンスク・エレクトリニク、リス・オ・アクスティク モニタリングデバイス

Cited By (3)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
JP2021531844A (ja) * 2018-07-24 2021-11-25 バクスター・インターナショナル・インコーポレイテッドBaxter International Incorp0Rated パッチベースの生理学的センサ
JP7315146B2 (ja) 2018-07-24 2023-07-26 バクスター・インターナショナル・インコーポレイテッド パッチベースの生理学的センサ
JP7376891B2 (ja) 2019-10-30 2023-11-09 国立大学法人九州大学 生体情報測定装置、及び生体情報測定プログラム

Also Published As

Publication number Publication date
JP6409980B2 (ja) 2018-10-24
US10925526B2 (en) 2021-02-23
US20180199872A1 (en) 2018-07-19
JPWO2017047402A1 (ja) 2018-05-17

Similar Documents

Publication Publication Date Title
JP6409980B2 (ja) 加温型オキシメータ
US4926867A (en) Light-reflecting and heating type oximeter
US10226183B2 (en) Devices and methods for temperature determination
US9895067B2 (en) Apparatus and method for simultaneously detecting surface pressure and blood volume
US20190150762A1 (en) Multi-channel vitals device
US9282924B2 (en) Medical sensor with temperature control
US10278622B2 (en) Device for non-invasive measurement of blood sugar level
US11357415B2 (en) Light-based non-invasive blood pressure systems and methods
US20180235489A1 (en) Photoplethysmographic wearable blood pressure monitoring system and methods
US20060047214A1 (en) Wireless medical probe
JP6962342B2 (ja) 貼付型デバイス
US10588555B2 (en) Pulse oximeter
WO2006079862A2 (en) Pulse oximeter and casing for anchoring a sensor
EP3593719A1 (en) Measurement device, measurement method, and program
US20210369203A1 (en) Wearable device for sensing vital signs
JP3209577U (ja) 生理検出装置
US20170027515A1 (en) Non-Invasive Continuous Monitoring of Physiological Parameters
RU2233111C1 (ru) Устройство для неинвазивного определения концентрации глюкозы (варианты)
US10448843B1 (en) Flow detection
JP2019063308A (ja) 生体関連情報計測装置
WO2018147045A1 (ja) センサモジュールおよびその制御方法
CA3168238A1 (en) Oxygen saturation measuring device, probe adapted to be used therefor, and oxygen saturation measuring method
JP2013192925A (ja) 生体内血流量検出装置
CN115835811A (zh) 降低医疗传感器中的高功率led的温度
JP2020096648A (ja) 生体関連情報測定装置

Legal Events

Date Code Title Description
121 Ep: the epo has been informed by wipo that ep was designated in this application

Ref document number: 16846273

Country of ref document: EP

Kind code of ref document: A1

ENP Entry into the national phase

Ref document number: 2017539827

Country of ref document: JP

Kind code of ref document: A

NENP Non-entry into the national phase

Ref country code: DE

122 Ep: pct application non-entry in european phase

Ref document number: 16846273

Country of ref document: EP

Kind code of ref document: A1