【発明の詳細な説明】 技術分野 本発明は、生体の血液中の酸素飽和度を測定するため
の酸素飽和度測定装置に関し、特に、個々の生体の血液
の酸素含有量についての情報を予め準備することなく、
動脈および静脈内の酸素飽和度を正確に表示することが
できる装置に関するものである。Description: TECHNICAL FIELD The present invention relates to an oxygen saturation measuring device for measuring oxygen saturation in blood of a living body, and in particular, prepares information about the oxygen content of the blood of each living body in advance. Without doing
The present invention relates to a device that can accurately display oxygen saturation in arteries and veins.
従来技術とその問題点 一般に、ヘモグロビンと酸化ヘモグロビンとは互いに
異なる吸光スペクトルを有しており、光学的方法を用い
る所謂光学オキシメータにおいては、この吸光スペクト
ルの差異に基づいて酸素飽和度が測定されることが知ら
れている。現在提供されている光学オキシメータの殆ど
は、透過式の測定法を採用している。このようなオキシ
メータにおいては、生体の指や耳朶などの末梢部を透過
した光に基づいて酸素飽和度の測定が実行される。すな
わち、生体の末梢部に投射された側の光の特性とその末
梢部を透過した側の光の特性とを比較することにより、
酸素濃度を求めるのである。しかしながら、このような
透過式の光学オキシメータにおいては、生体において投
射光が透過し得るだけの肉厚の薄い部位に対してしか用
いることができないという欠点がある。Conventional technology and its problems Generally, hemoglobin and oxyhemoglobin have different absorption spectra, and in a so-called optical oximeter using an optical method, the oxygen saturation is measured based on the difference between the absorption spectra. It is known that Most of the currently provided optical oximeters employ a transmission-type measurement method. In such an oximeter, the measurement of the oxygen saturation is performed based on the light transmitted through a peripheral part such as a finger or an earlobe of a living body. That is, by comparing the characteristics of light on the side projected to the peripheral part of the living body with the characteristics of light on the side transmitted through the peripheral part,
The oxygen concentration is determined. However, such a transmission type optical oximeter has a drawback that it can be used only for a thin portion of a living body through which projection light can pass.
上記のような透過式の光学オキシメータは、米国特許
第4,586,514号;4,446,871号;4,407,290号;4,226,554号;
4,167,331号；および3,998,550号に記載されている。ま
た、血液や他の対象物に対する光の動作を分析する論理
的な試みも以下の文献などにおいて行われている。Transmission oximeters such as those described above are disclosed in U.S. Patent Nos. 4,586,514; 4,446,871; 4,407,290; 4,226,554;
Nos. 4,167,331; and 3,998,550. In addition, logical attempts to analyze the operation of light on blood and other objects have been made in the following documents and the like.
「高度の光散乱物質に関する新たな光学的考察，第１
部」（米国光学協会ジャーナル第38巻No.5）ポール・ク
ベルカ著:1948年５月発行 「血液における光の透過および反射」（IEEE生物医学
工学報告書第BME−17巻No.2）R.J.ストロコウスキー,N.
R.ピシャロティ共著:1970年４月発行 「血液における光拡散」（IEEE生物医学工学報告書第
BME−17巻No.2）カーティス・C.ジョンソン著:1970年４
月発行 「血液における光散乱」（ミシガン州アン・アーバー
・ユニバシティ・マイクロフィルム第7124861号公開博
士論文）ナラヤナン・R.ピシャロティ著:1971年発行 上述のような透過式オキシメータに対して、近年、血
液による反射光を用いて血液中の酸素飽和度を測定する
形式の反射式オキシメータが開発されている。この反射
式オキシメータは、生体において透過式オキシメータが
適用され得ないような比較的厚みのある部位に対して特
に有効である。反射式オキシメータの基本的な構成に関
しては、「動脈内酸素飽和度の非観血的測定のための反
射式オキシメータシステムに関する理論および開発」
（ミシガン州アン・アーバー・ユニバシティ・マイクロ
フィルム第8329355号公開博士論文、イツァク・メンデ
ルソン著:1983年発行）に記載されている。また、米国
特許第4,447,150号;4,086,915号；および3,825,342号に
も、反射式オキシメータの装置構成および測定技術が記
載されている。また、本発明者等の最近の出願において
は、反射式オキシメータを用いることにより血液中の酸
素飽和度が正確に測定され得ることが説明されている。"New optical considerations for advanced light scattering materials, Part 1
Section "(Journal of the Optical Society of Japan, Vol. 38, No. 5), by Paul Kubelka, published in May 1948," Transmission and Reflection of Light in Blood "(IEEE Biomedical Engineering Report BME-17, Vol. 2, No. 2) RJ Strokowski, N.
R. Pisaroti, co-authored in April 1970, "Light diffusion in blood" (IEEE Biomedical Engineering Report No.
BME-17 No.2) by Curtis C. Johnson: 1970/4
Published in January, "Light Scattering in Blood"(Doctor's dissertation published by Ann Arbor University Microfilm, No. 7212861, Michigan) by Narayanan R. Pisaroti, published in 1971. There has been developed a reflection type oximeter that measures oxygen saturation in blood using light reflected by blood. The reflection oximeter is particularly effective for a relatively thick portion in a living body where the transmission oximeter cannot be applied. For the basic configuration of a reflection oximeter, see "Theory and Development of a Reflection Oximeter System for Noninvasive Measurement of Arterial Oxygen Saturation."
(Disclosed doctoral dissertation No. 8329355, Ann Arbor University Microfilm, Michigan, Itazak Mendelson: 1983). U.S. Pat. Nos. 4,447,150; 4,086,915; and 3,825,342 also describe the configuration and measurement technique of a reflection oximeter. In addition, a recent application by the present inventors describes that the oxygen saturation in blood can be accurately measured by using a reflection oximeter.
しかしながら、従来の反射式オキシメータにおいて
は、個々の生体毎に酸素飽和度相関曲線を決定するため
に、個々の生体の血液中の酸素量に関連する情報を予め
用意しなければならないという問題があった。このよう
な個々の生体についての情報は、通常、それら生体の血
液を採取して分析することにより、或いは透過式オキシ
メータなどの別種のモニタ装置によってそれら生体の酸
素飽和度を測定することにより得られるものである。However, in the conventional reflection type oximeter, there is a problem that in order to determine an oxygen saturation correlation curve for each living body, information relating to the amount of oxygen in blood of each living body must be prepared in advance. there were. Information about such individual organisms is usually obtained by collecting and analyzing the blood of those organisms, or by measuring the oxygen saturation of those organisms with another type of monitoring device such as a transmission oximeter. It is something that can be done.
発明の要旨 本発明は、上述した従来の問題点を克服するために、
生体の血液の酸素含有量に関する情報を予め用意しなく
てもその生体の血液中の酸素飽和度を正確に表示するこ
とができる表観血式且つ後方散乱式の酸素飽和度測定装
置を提供するものであって、その要旨とするところは、
血液中の酸素飽和度を測定する酸素飽和度測定装置であ
って、（ａ）非酸化ヘモグロビンの吸光係数と酸化ヘモ
グロビンの吸光係数とが異なる２波長を含む４波長であ
る第１波長，第２波長，第３波長および第４波長をそれ
ぞれ有する光を生体組織へ向かってそれぞれ発射する第
１光源，第２光源，第３光源および第４光源と、（ｂ）
それらの光源から発射されて前記生体組織内の血液によ
り反射された反射光を検出するとともに、前記第１波
長，第２波長，第３波長および第４波長をそれぞれ有す
る各反射光に対応する電気的な出力信号を発生させる反
射光検出手段と、（ｃ）虚血時における生体組織からの
前記出力信号、心臓の収縮時における生体組織からの前
記出力信号、および心臓の拡張時における生体組織から
の前記出力信号と前記酸素飽和度とに関連した予め記憶
された関係から、前記反射光検出手段により実際に発生
させられる虚血時における生体組織からの出力信号、心
臓の収縮時における生体組織からの出力信号、および心
臓の拡張時における生体組織からの出力信号に基づいて
酸素飽和度を算出する酸素飽和度算出手段とを含むこと
にある。SUMMARY OF THE INVENTION The present invention, in order to overcome the above-mentioned conventional problems,
Provided is a blood-swing type and back-scattering type oxygen saturation measuring device which can accurately display the oxygen saturation in the blood of a living body without preparing information on the oxygen content of the blood of the living body in advance. What is the gist of the
An oxygen saturation measuring device for measuring oxygen saturation in blood, comprising: (a) first and second wavelengths including four wavelengths including two different absorption coefficients of non-oxidized hemoglobin and oxyhemoglobin; (B) a first light source, a second light source, a third light source, and a fourth light source for emitting light having a wavelength, a third wavelength, and a fourth wavelength, respectively, toward living tissue;
The reflected light emitted from those light sources and reflected by the blood in the living tissue is detected, and the electric light corresponding to each reflected light having the first, second, third, and fourth wavelengths is detected. (C) the output signal from the living tissue at the time of ischemia, the output signal from the living tissue at the time of contraction of the heart, and the living tissue at the time of expansion of the heart. From the previously stored relationship related to the output signal and the oxygen saturation, the output signal from the living tissue at the time of ischemia actually generated by the reflected light detection means, from the living tissue at the time of contraction of the heart And an oxygen saturation calculating means for calculating the oxygen saturation based on the output signal of the heart tissue and the output signal from the living tissue when the heart is expanded.
このような本発明の酸素飽和度測定装置においては、
光学センサが生体の組織に対して強く押し付けられるこ
とによりその組織中から実質的に全ての血液が除去され
た後、その組織に対して非酸化ヘモグロビンの吸光係数
と酸化ヘモグロビンの吸光係数とが異なる２波長を含む
４波長を有する光がそれぞれ照射され、更にその組織内
の血液により反射された反射光が反射光検出手段によっ
て検出され且つ前記第４波長をそれぞれ有する各反射光
に対応する電気的な出力信号が発生させられる結果、そ
の組織の光学的特性に関する情報が得られるようになっ
ている。そして、その後組織に対する光学センサの押圧
力が減少されて血液が組織内に戻されるとともに、虚血
時における生体組織からの前記出力信号、心臓の収縮時
における生体組織からの前記出力信号、および心臓の拡
張時における生体組織からの前記出力信号と前記酸素飽
和度とに関連した予め記憶された関係から、前記反射光
検出手段により実際に発生させられる虚血時における生
体組織からの出力信号、心臓の収縮時における生体組織
からの出力信号、および心臓の拡張時における生体組織
からの出力信号に基づいて酸素飽和度が算出されるので
ある。したがって、本発明によれば、酸素飽和度を算出
するために個々の生体毎に酸素飽和度相関曲線などを求
めることが不要となるので、個々の生体の血液中の酸素
量に関する情報を得るために個々の生体の血液を採取・
分析したり別種のモニタ装置により酸素飽和度を測定し
たりする必要がなくなるという効果が得られる。In such an oxygen saturation measuring device of the present invention,
After substantially all blood is removed from the tissue by strongly pressing the optical sensor against the tissue of the living body, the extinction coefficient of non-oxidized hemoglobin and the extinction coefficient of oxidized hemoglobin differ for the tissue. Light having four wavelengths including two wavelengths is irradiated, and reflected light reflected by blood in the tissue is detected by reflected light detecting means, and an electrical signal corresponding to each reflected light having the fourth wavelength is detected. As a result of the generation of an appropriate output signal, information on the optical properties of the tissue can be obtained. Then, the pressing force of the optical sensor against the tissue is reduced to return the blood into the tissue, and the output signal from the living tissue at the time of ischemia, the output signal from the living tissue at the time of contraction of the heart, and the heart. The output signal from the living tissue at the time of ischemia actually generated by the reflected light detecting means, the heart, based on the relationship between the output signal from the living tissue at the time of expansion and the oxygen saturation, which is stored in advance. The oxygen saturation is calculated based on the output signal from the living tissue at the time of contraction and the output signal from the living tissue at the time of expansion of the heart. Therefore, according to the present invention, it is not necessary to obtain an oxygen saturation correlation curve or the like for each living body in order to calculate the oxygen saturation, so that information on the oxygen amount in the blood of each living body can be obtained. Blood of each living body
This has the effect of eliminating the need to analyze or measure oxygen saturation with another type of monitoring device.
実施例 以下に、本発明の一実施例を図面に基づいて詳細に説
明する。Embodiment An embodiment of the present invention will be described below in detail with reference to the drawings.
第１図は、本実施例の酸素飽和度測定装置である非観
血式のモニタ装置10の構成を示す概略図である。モニタ
装置10において、検出装置12は生体の組織14を覆うよう
に配置されており、４つの発光ダイオード（LED）16,1
8,20および22から発射された光が上記組織14により反射
されて光電検出器24によって検出されるようになってい
る。発光ダイオード16および18は赤色スペクトルの光を
発射し、一方発光ダイオード20および22は赤外スペクト
ルを発射するようにされている。好適には、発光ダイオ
ード16および18の発射光の波長はそれぞれ660nmおよび6
80nm（赤色光）とされ、また発光ダイオード20および22
の発射光の波長はそれぞれ800nmおよび900nm（赤外光）
とされるが、本実施例においてはそれらの発射光はこの
ように限定されるものではない。要するに、ヘモグロビ
ンの吸光係数と酸化ヘモグロビンの吸光係数とが異なる
ように、四つの発光ダイオードのうちの二つから発射さ
れる光の波長が設定されていれば良いのである。したが
って、本実施例においては、発光ダイオード16,18が第
１および第２発光ダイオードに相当し、発光ダイオード
20,22が第３および第４発光ダイオードに相当する。FIG. 1 is a schematic diagram showing a configuration of a non-invasive monitoring device 10 which is an oxygen saturation measuring device of the present embodiment. In the monitor device 10, the detection device 12 is disposed so as to cover the tissue 14 of the living body, and includes four light emitting diodes (LEDs) 16, 1
Light emitted from 8, 20, and 22 is reflected by the tissue 14 and detected by the photoelectric detector 24. Light emitting diodes 16 and 18 are adapted to emit light in the red spectrum, while light emitting diodes 20 and 22 are adapted to emit light in the infrared spectrum. Preferably, the wavelength of the emitted light of the light emitting diodes 16 and 18 is 660 nm and 6
80 nm (red light) and light emitting diodes 20 and 22
Emission wavelength of 800nm and 900nm (infrared light) respectively
However, in the present embodiment, those emitted lights are not limited in this way. In short, it suffices that the wavelength of light emitted from two of the four light emitting diodes is set so that the absorption coefficient of hemoglobin and the absorption coefficient of oxyhemoglobin are different. Therefore, in this embodiment, the light emitting diodes 16 and 18 correspond to the first and second light emitting diodes,
20, 22 correspond to the third and fourth light emitting diodes.
上記四つの発光ダイオード16,18,20,22からは、タイ
ミング制御回路26により、上述の四つの波長の光が順番
に連なる一連のパルスが発射されるように制御される。
このような光のパルスは、組織14中の血液により反射さ
れて後方に散乱された後、光電検出器24において検出さ
れるのである。光電検出器24にて検出された反射光の強
度を表すアナログ信号である反射光信号は、デマルチプ
レクサ28によって分割されて一連の電気的なインパルス
信号に変換された後、A/Dコンバータ30によってデジタ
ル信号に変換される。そして、このように変換された一
連のデジタル信号が、マイクロプロセッサ32に供給され
るとともに、予め記憶されている後述の関係に基づいて
処理されることにより、生体の動脈内血液および静脈内
血液の酸素飽和度が表示装置34において表示されるので
ある。したがって、本実施例においては、光電検出器24
が反射光検出手段として機能し、マイクロプロセッサ32
が酸素飽和度算出手段として機能する。The four light emitting diodes 16, 18, 20, and 22 are controlled by the timing control circuit 26 so as to emit a series of pulses in which the light of the four wavelengths described above is sequentially connected.
Such a pulse of light is detected by the photoelectric detector 24 after being reflected by the blood in the tissue 14 and scattered backward. The reflected light signal, which is an analog signal representing the intensity of the reflected light detected by the photoelectric detector 24, is divided by the demultiplexer 28 and converted into a series of electrical impulse signals, and then the A / D converter 30 It is converted to a digital signal. Then, a series of digital signals thus converted is supplied to the microprocessor 32 and processed based on a relationship stored in advance, which will be described later. The oxygen saturation is displayed on the display device. Therefore, in the present embodiment, the photoelectric detector 24
Function as reflected light detecting means, and the microprocessor 32
Functions as oxygen saturation calculating means.
酸素飽和度の算出は、以下に説明するような光電検出
器24において検出された各反射光信号間の関係に基づい
て行われる。ここで、（１），（２）式は、光を吸収且
つ散乱する不透明な媒体により反射された光について説
明するものである。The calculation of the oxygen saturation is performed based on the relationship between the respective reflected light signals detected by the photoelectric detector 24 as described below. Here, equations (1) and (2) describe light reflected by an opaque medium that absorbs and scatters light.
但し、Rd：媒体からの反射光 d:媒体の厚さ寸法 s:媒体の散乱係数 k:媒体の吸光係数 上式（１）および（２）を以下のおよびの仮定に
基づいて簡略化することにより次式（３）が成立する。
すなわち、組織14の厚さ寸法がかなり大きいと考えら
れる場合、また押圧されることにより血液を含まない
状態とされた組織14における光の散乱が、心臓収縮時お
よび心臓拡張時における血液が充たされた（perfused）
状態の組織14の光散乱と近似している場合である。 Here, Rd : reflected light from the medium d: thickness of the medium s: scattering coefficient of the medium k: extinction coefficient of the medium Equations (1) and (2) are simplified based on the following assumptions. As a result, the following equation (3) is established.
That is, if the thickness dimension of the tissue 14 is considered to be quite large, and the light scattered in the tissue 14 which has been pressed to make it blood-free, the blood is filled during systole and diastole. Perfused
This is a case where light scattering of the tissue 14 in the state is approximated.
（３）式から明らかなように、組織14の光学的特性に
関する情報は、組織14内に血液が含まれない状態を成立
させることにより得られる。このことは、検出装置12を
生体の組織14に装着すると同時に検出装置12に充分な圧
力を加えて組織14内から一時的に血液を排除することに
より可能となる。第２図には、一時的に血液を排除する
ための装置が示されている。押圧用のカフ33内にポンプ
35からの空気が作用させられるように調圧弁37が作動さ
せられると、ハウジング31内においてカフ33が膨張させ
られるので、検出装置12の接触圧が高められ、組織14内
の血液が排除されるようになっている。 As is apparent from the equation (3), information on the optical characteristics of the tissue 14 can be obtained by establishing a state in which no blood is contained in the tissue 14. This can be achieved by attaching the detection device 12 to the tissue 14 of a living body and simultaneously applying sufficient pressure to the detection device 12 to temporarily remove blood from the tissue 14. FIG. 2 shows a device for temporarily removing blood. Pump in cuff 33 for pressing
When the pressure regulating valve 37 is operated so that the air from 35 is actuated, the cuff 33 is inflated in the housing 31, so that the contact pressure of the detection device 12 is increased and blood in the tissue 14 is eliminated. It has become.
上記のようにして血液を除去した組織14にて測定され
た電圧信号Vtと、心臓の収縮時および拡張時における血
液が含まれた状態の組織14にてそれぞれ測定された電圧
信号VdおよびVsとを上式（３）に適用することにより、
以下のような式が得られる。A voltage signal Vt which is measured by the tissue 14 to remove the blood as described above, the voltage signal Vd and were measured respectively by the tissue 14 in the state that contains blood at the time and expanded heart contractions By applying Vs to equation (3) above,
The following equation is obtained.
組織14から血液が除去されている場合： 心臓拡張時で組織14に血液が充たされている場合：sd＝（１−Δv）st＋Δvsv kd＝（１−Δv）kt＋Δvkv kv＝CHb（OsvHbO2＋（１−Osv）Hb） 心臓収縮時で組織14に血液が充たされている場合：ss＝（１−Δa） sd＋Δasa ks＝（１−Δa）kd＋Δaka ka＝CHb（OsaHbO2＋（１−Osv）Hb） 但し、 st：血液を除去した組織14の散乱係数 sd：心臓拡張時の血液を含む組織14の散乱係数 ss：心臓収縮時の血液を含む組織14の散乱係数 sa：動脈内血液の散乱係数 sv：静脈内血液の散乱係数 kt：血液を除去した組織14の吸光係数 kd：心臓拡張時の血液を含む組織14の吸光係数 ks：心臓収縮時の血液を含む組織14の吸光係数 ka：動脈内血液の吸光係数 kv：静脈内血液の吸光係数 Δa：心臓拡張時の血液を含む組織14内の動脈内血液の
留分 Δv：心臓収縮時の血液を含む組織14内の静脈内血液の
留分 CHb：血液中のヘモグロビン濃度 HbO2:酸化ヘモグロビンの吸光係数 Hb:還元ヘモグロビンの吸光係数 Osa：動脈内血液の酸素飽和度 Osv：静脈内血液の酸素飽和度 Io：各発光ダイオードの照射強度 Vt：血液を除去した組織14に対応する反射光（電圧）信
号 Vd：心臓拡張時の血液を含む組織14に対応する反射光
（電圧）信号 Vs：心臓収縮時の血液を含む組織14に対応する反射光
（電圧）信号 したがって、血液を除去した組織14の散乱係数，心臓
拡張時の血液を含む組織14の散乱係数，および心臓収縮
時の血液を含む組織14の散乱係数が、いずれも略等しい
と仮定すると、以下の式（４）乃至（６）に示す関係が
得られる。If blood has been removed from tissue 14: Tissue 14 is filled with blood during diastole:s d = (1-Δ v ) s t + Δ v s v k d = (1-Δ v) k t + Δ v k v k v = C Hb (Os v HbO2 + (1-Os v) Hb) during systole If tissue 14 is filled with blood at:s s = (1-Δ a ) s d + Δ a s a k s = (1-Δ a) k d + Δ a k a k a = C Hb (Os a HbO2 + (1-Os v) Hb) However, st : Scattering coefficient of the tissue 14 from which blood has been removed sd : Scattering coefficient of the tissue 14 including blood during diastole ss : Scattering coefficient of the tissue 14 including blood during systole sa : Scattering coefficient of blood in the artery sv: scattering coefficient intravenous blood kt: extinction coefficient of blood was removed tissue 14 kd: extinction coefficient of the tissue 14 including the diastolic when blood ks: absorbance of the tissue 14 including blood during systole Coefficient ka : extinction coefficient of blood in artery kv : extinction coefficient of blood in vein Δa : fraction of blood in artery in tissue 14 during diastole Δv : tissue including blood in systole fraction CHb intravenous blood in 14: concentration of hemoglobin in the blood HbO2: absorption coefficient of oxyhemoglobin Hb: extinction coefficient of the reduced hemoglobin Osa: arterial blood oxygen saturation Osv: static Inner blood oxygen saturation Io: irradiation intensity Vt of the light-emitting diodes: the reflected light corresponding to the tissue 14 to remove the blood (voltage) signal Vd: reflection light corresponding to the tissue 14 including the diastolic time of blood (Voltage) signal Vs : a reflected light (voltage) signal corresponding to the tissue 14 containing blood at the time of cardiac contraction Therefore, the scattering coefficient of the tissue 14 from which blood has been removed, the scattering coefficient of the tissue 14 containing blood at the time of diastole, Assuming that the scattering coefficients of the tissues 14 including blood at the time of heart contraction are substantially equal to each other, the following equations (4) to (6) are obtained.
そして、前記四つの発光ダイオード16乃至22から四つ
の異なる波長の光が組織14に対して照射されることによ
り、動脈内血液の酸素飽和度OSaが以下の式に従って
（７）式から求められるのである。 By being irradiated with the four light-emitting diodes 16 to four different light wavelengths tissue 14 to 22, the oxygen saturation OSa intraarterial blood is obtained from (7) according to the following formula It is.
Xi＝VtiVdi(Vsi-Ioi)2 Yi＝VtiVsi(Vdi-Ioi)2 Zi＝VsiVdi(Vti-Ioi)2 ΔHbi＝HbO2−Hbi AjkL＝（Yj−Zj）（XLYk−XkYL） BjkL＝（Xj−Yj）（YLZk−YkZL） Dmno＝ΔHbmΔHboHbnBnom＋ΔHboΔHbnHbmBmno＋ΔHbn
ΔHbmHboBomn Emno＝ΔHbmHbnHbo（Amno＋Bnom＋Bomn）＋ΔHbnHboHbm
（Anmo＋Bomn＋Bmno） Fmno＝HbmHbnHbo（Amno＋Anom＋Aomn＋Bnom＋Bmno＋B
omn） Gmno＝ΔHbmΔHbnΔHbo（Amno＋Anom＋Aomn） Hmno＝ΔHbmΔHboHbnAnom＋ΔHboΔHbnHbmAmno＋ΔHbn
ΔHbmHboAomn ａ＝（E123G134D123H134−E134G123−D134H123）（D124
G234−D234G124）−（E124G234＋D124H234−E234G124−
D234H124）（D123G134−D134G123） ｂ＝（F123G134＋E123H134−F134G123−E134H123）（D
124G234−D234G124）−（F124G234＋E124H234−F234G
124−E234H124）（D123G134−D134G123） ｃ＝（F123H134−F134H123）（D124G234−D234G124）−
（F124H234−F234H124）（D123G134−D134G123） 但し、 i:1乃至４の値であって各発光ダイオード16（１に対
応）,18（２に対応）,20（３に対応）,22（４に対応）
をそれぞれ示す。Xi = Vti Vdi (Vsi -Ioi )2 Yi = Vti Vsi (Vdi -Ioi )2 Zi = Vsi Vdi (Vti -Ioi )2 ΔHbi = HbO2− Hbi AjkL = (Yj −Zj ) (XL Yk −Xk YL ) BjkL = (Xj −Yj ) (YL Zk −Yk ZL ) Dmno = ΔHbm ΔHbo Hbn Bnom + ΔHbo ΔHbn Hbm Bmno + ΔHbn
ΔHbm Hbo Bomn Emno = ΔHbm Hbn Hbo (Amno + Bnom + Bomn ) + ΔHbn Hbo Hbm
(Anmo + Bomn + Bmno ) Fmno = Hbm Hbn Hbo (Amno + Anom + Aomn + Bnom + Bmno + B
omn) G mno = ΔHb m ΔHb n ΔHb o (A mno + A nom + A omn) H mno = ΔHb m ΔHb o Hb n A nom + ΔHb o ΔHb n Hb m A mno + ΔHb n
ΔHb m Hb o A omn a = (E 123 G 134 D 123 H 134 -E 134 G 123 -D 134 H 123) (D 124
G234 −D234 G124 ) − (E124 G234 + D124 H234 −E234 G124 −
D 234 H 124) (D 123 G 134 -D 134 G 123) b = (F 123 G 134 + E 123 H 134 -F 134 G 123 -E 134 H 123) (D
124 G234 −D234 G124 ) − (F124 G234 + E124 H234 −F234 G
124 -E 234 H 124) (D 123 G 134 -D 134 G 123) c = (F 123 H 134 -F 134 H 123) (D 124 G 234 -D 234 G 124) -
(F 124 H 234 -F 234 H 124) (D 123 G 134 -D 134 G 123) Here, i is a value of 1 to 4, and each of the light emitting diodes 16 (corresponding to 1), 18 (corresponding to 2), 20 (corresponding to 3), 22 (corresponding to 4)
Are respectively shown.
jkl:各発光ダイオード（1,2,3,4）の順列組み合わせ（1
23,231,312,134,341,413,124,241,412,234,342,423） mno:各発光ダイオード（1,2,3,4）の順列組み合わせ（1
23,134,124,234） 上記のような関係式（７）は、虚血時の組織14からの
電圧信号Vt，心臓の収縮時および拡張時における血液が
含まれた組織14からの電圧信号VdおよびVsに関連した二
次式である。また、（７）式からは解が二つ求まるので
ある。一方の解は略零に近似した値であるが、他方の解
は正しい回答であって酸素飽和度OSsを表すものであ
る。上述のような酸素飽和度OSaを求めるための手順
は、当業者の間で周知のコンピュータプログラミング技
術を用いることにより容易に確立し得るものであって、
第１図には、酸素飽和度OSaを算出するための動脈内血
液中酸素飽和度の相関関係プログラムが記憶手段36に記
憶されており、マイクロプロセッサ32に入力されること
が示されている。jkl: Permutation combination of each light emitting diode (1, 2, 3, 4) (1
23,231,312,134,341,413,124,241,412,234,342,423) mno: Permutation combination of each light emitting diode (1, 2, 3, 4) (1
23, 134, 124, 234) The above-mentioned relational expression (7) shows that the voltage signal Vt from the tissue 14 at the time of ischemia, the voltage signals Vd and Vs from the tissue 14 containing blood at the time of contraction and expansion of the heart. Is a quadratic equation related to From equation (7), two solutions are obtained. One solution is a value close to zero, while the other solution is a correct answer and represents the oxygen saturation OSs . The procedure for determining the oxygen saturation OSa as described above can be easily established using computer programming techniques well known to those skilled in the art,
The first figure, the correlation program arterial blood oxygen saturation for calculating oxygen saturation OSa is stored in the storage unit 36, has been shown to be input to the microprocessor 32 .
以上のようにしてOSaの値が求められると、次に、以
下の式に従って得られる（８）式から静脈内血液中の酸
素飽和度OSvの値が算出される。When the value of the OSa is determined as above, then the value of the oxygen saturation OSv intravenous blood is calculated from the resulting (8) according to the following equation.
Lp＝OSaHbO2p＋（１−OSa）Hbp Mqr＝ΔHbr（Xr−Yr）（Yq−Zq）Lq）−ΔHbq（Xq−
Yq）（Yr−Zr）Lr Nqr＝ΔHbrYr（Yq−Zq）Lq−ΔHbqYq（Yr−Zr）Lr Oqr＝Hbr（Xr−Yr）（Yq−Zq）Lq−Hbq（Xq−Yq）（Yr
−Zr）Lr Pqr＝HbrYr（Yq−Zq）Lq−HbqYq（Yr−Zr）Lr＋（Zq（Y
r−Zr）−Zr（Yq−Zq））LqLr ｄ＝M12N13−M13N12 ｅ＝N13O12＋M12P13−N12O13−M13P12 ｆ＝O12P13−O13P12 但し、 p:1乃至３の値であって、各発光ダイオード16,18,20が
それぞれ1,2,3に対応する。L p = OS a HbO2 p + (1-OS a) Hb p M qr = ΔHb r (X r -Y r) (Y q -Z q) L q) -ΔHb q (X q -
Y q) (Y r -Z r ) L r N qr = ΔHb r Y r (Y q -Z q) L q -ΔHb q Y q (Y r -Z r) L r O qr = Hb r (X r −Yr ) (Yq −Zq ) Lq −Hbq (Xq −Yq ) (Yr
-Z r) L r P qr = Hb r Y r (Y q -Z q) L q -Hb q Y q (Y r -Z r) L r + (Z q (Y
r −Zr ) −Zr (Yq −Zq )) Lq Lr d = M12 N13 −M13 N12 e = N13 O12 + M12 P13 −N12 O13 −M13 P12 f = O12 P13 −O13 P12 where p is a value of 1 to 3, and the light-emitting diodes 16, 18, and 20 correspond to 1, 2, and 3, respectively.
qr:各発光ダイオードの組み合わせを示す。（たとえば
１と２および１と３） したがって、 上式（８）においては、解が二つ得られる。一方は略
OSaに近似した値であるが、他方は正しい回答であってO
Svを表している。このような酸素飽和度OSvを求めるた
めの手順は、当業者の間で周知のコンピュータプログラ
ミング技術を用いることにより容易に確立し得るもので
あって、第１図には、OSv算出のための静脈内血液中酸
素飽和度の相関関係プログラムが記憶手段38に記憶され
ており、マイクロプロセッサ32へ入力されることが示さ
れている。なお、第３図は上記プログラムを実行するた
めのフローチャートの一例を示している。qr: indicates the combination of each light emitting diode. (Eg 1 and 2 and 1 and 3) In the above equation (8), two solutions are obtained. One is short
OS isa value close to a, but the other is a correct answer and O
RepresentsSv . Such procedure for determining the oxygen saturation OSv is such, be those readily established by using a well-known computer programming techniques among those skilled in the art, the first figure, the OSv calculated The correlation program of intravenous oxygen saturation in blood is stored in the storage means 38, and is shown to be input to the microprocessor 32. FIG. 3 shows an example of a flowchart for executing the above program.
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。The above is merely an example of the present invention, and the present invention can be variously modified without departing from the spirit thereof.
第１図は本発明の一実施例である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図の検出
装置を組織に対して押圧するための装置を示す部分断面
図である。第３図は、第１図の装置の作動をそれぞれ説
明するフローチャートである。 10:モニタ装置（酸素飽和度測定装置） 14:組織 16:発光ダイオード（第１発光ダイオード） 18:発光ダイオード（第２発光ダイオード） 20:発光ダイオード（第３発光ダイオード） 22:発光ダイオード（第４発光ダイオード） 24:光電検出器（反射光検出手段） 32:マイクロプロセッサ（酸素飽和度算出手段）FIG. 1 is a block diagram schematically showing a configuration of a monitor device according to one embodiment of the present invention. FIG. 2 is a partial sectional view showing a device for pressing the detection device of FIG. 1 against tissue. FIG. 3 is a flowchart for explaining the operation of the apparatus shown in FIG. 10: Monitor device (oxygen saturation measurement device) 14: Tissue 16: Light emitting diode (first light emitting diode) 18: Light emitting diode (second light emitting diode) 20: Light emitting diode (third light emitting diode) 22: Light emitting diode (second light emitting diode) 4: light emitting diode) 24: photoelectric detector (reflected light detecting means) 32: microprocessor (oxygen saturation calculating means)
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| JP1161223AJP2772040B2 (en) | 1989-06-23 | 1989-06-23 | Oxygen saturation measurement device |
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| JP1161223AJP2772040B2 (en) | 1989-06-23 | 1989-06-23 | Oxygen saturation measurement device |
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| JPH0326236A JPH0326236A (en) | 1991-02-04 |
| JP2772040B2true JP2772040B2 (en) | 1998-07-02 |
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| JP1161223AExpired - Fee RelatedJP2772040B2 (en) | 1989-06-23 | 1989-06-23 | Oxygen saturation measurement device |
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| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
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| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
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| JPH0326236A (en) | 1991-02-04 |
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