【０００１】[0001]
【発明の属する技術分野】本発明は、生体組織中の血液
の酸素飽和度を測定する酸素飽和度測定装置に関する。BACKGROUND OF THE INVENTION 1. Field of the Invention The present invention relates to an apparatus for measuring oxygen saturation of blood in a living tissue.
【０００２】[0002]
【従来の技術】動脈血と静脈血が混在した生体組織中の
血液の酸素飽和度は、これにより酸素摂取率の概略値が
分かり、また酸素消費量を求めるための重要な値であ
る。このような酸素飽和度を求める方法には、従来より
主として次の方法がある。 （１）生体組織中の血液を圧排した時、その生体組織に
ついて異なる２つの波長の光の吸光度を記憶しておき、
圧迫を解除してその時の吸光度から記憶した吸光度を差
し引き、酸素飽和度を求める方法。 （２）近接した３つの波長の光の生体組織による吸光度
を測定し、各波長について成り立つ所定の理論式に測定
値を代入し、これらの式により血液のない生体組織の吸
光度を除外し、酸素飽和度を求める方法。 （３）血液の無い生体組織に見立てた散乱・吸光板を用
いて血液の吸光度を測定し、これにより酸素飽和度を求
める方法。 （４）光の拡散方程式の近似解から吸収係数を求めて酸
素飽和度を求める方法。2. Description of the Related Art The oxygen saturation of blood in a living tissue in which arterial blood and venous blood coexist is an important value for obtaining an approximate value of the oxygen uptake rate and calculating the oxygen consumption. Conventionally, the following methods have been mainly used for obtaining such oxygen saturation. (1) When blood in a living tissue is depressed, the absorbance of two different wavelengths of light is stored for the living tissue,
A method in which the compression is released and the stored absorbance is subtracted from the absorbance at that time to obtain the oxygen saturation. (2) Measure the absorbance of light of three wavelengths close to each other by the living tissue, substitute the measured values into predetermined theoretical formulas that hold for each wavelength, and exclude the absorbance of the blood-free living tissue by using these formulas. A method for determining the degree of saturation. (3) A method in which the absorbance of blood is measured using a scattering / absorbing plate that is regarded as a living tissue without blood, and thereby the oxygen saturation is obtained. (4) A method of calculating an oxygen saturation by obtaining an absorption coefficient from an approximate solution of a light diffusion equation.
【０００３】しかし、これらの方法はそれぞれ問題を持
っている。（１）の方法は、センサを圧迫して血液を圧
排できる部位では良いが、脊髄などのように、圧をかけ
られない部位には使用できない。また、圧迫は行ない得
ても腹や前腕などのように、適切に血液を排除できない
部位には使用できない。さらに、圧迫により組織の光学
特性が変化して、血液を除く組織の吸光度が適切に除去
できない部位にも使用できない。（２）の方法は、３つ
の近接した波長における血液を除く組織の吸光度が等し
いという条件が必要であり、この条件がずれると誤差が
大きくなる問題がある。（３）の方法は、いかなる部位
でも、いかなる被験者にも当てはまる血液の無い組織の
吸光度を示す散乱・吸光板は実際には得られない。
（４）の方法は、その近似解を用いて作成した装置によ
り求めた酸素飽和度は、誤差が大きく、実際に組織から
採血して得られた血液の酸素飽和度と大きな違いが生じ
ることがある。However, each of these methods has its own problems. The method (1) is good for a part where the sensor can be pressed to remove blood, but cannot be used for a part where pressure cannot be applied such as the spinal cord. Moreover, even if compression can be performed, it cannot be used for a site where blood cannot be properly removed, such as the abdomen and forearm. In addition, the optical properties of the tissue are changed by the compression, and the tissue cannot be used for a site where the absorbance of the tissue other than blood cannot be properly removed. The method (2) requires a condition that the absorbances of the tissues except for blood at three adjacent wavelengths are equal, and there is a problem that an error increases if this condition is deviated. According to the method (3), a scattering / absorbing plate showing the absorbance of a bloodless tissue applicable to any subject at any site is not actually obtained.
In the method (4), the oxygen saturation obtained by the apparatus prepared using the approximate solution has a large error, and a great difference may occur from the oxygen saturation of blood actually obtained by collecting blood from a tissue. is there.
【０００４】[0004]
【発明が解決しようとする課題】このように従来の方法
により酸素飽和度を測定すると、センサの取り付け部位
が限られたり、測定誤差が大きくて実用的でないなどの
問題点があった。As described above, when the oxygen saturation is measured by the conventional method, there have been problems such as a limited installation site of the sensor and a large measurement error, which is not practical.
【０００５】本発明はこのような従来の問題点を解決す
るためになされたもので、その目的は、動脈血および静
脈血から成る組織中の混合の血液の酸素飽和度測定を精
度良く行うことができ、測定部位が特定の箇所に限定さ
れることなく測定できることである。The present invention has been made to solve such a conventional problem, and an object thereof is to accurately measure the oxygen saturation of mixed blood in a tissue composed of arterial blood and venous blood. Measurement can be performed without limiting the measurement site to a specific location.
【０００６】[0006]
【課題を解決するための手段】請求項１に係る装置は、
波長が異なる複数種の光を生体組織に照射する光源部
と、この光源部からの光を前記生体組織を介して受け取
り電気信号に変換する受光部と、この受光部の出力信号
に基づき各波長について前記生体組織による吸光度を求
める吸光度検出手段と、この吸光度検出手段が求めた各
波長の吸光度において、動脈血の脈動による吸光度差よ
りも大きい吸光度差が生じる各波長に共通の２時点を設
定する２時点設定手段と、前記吸光度検出手段が求めた
各波長の吸光度における、前記２時点設定手段が設定し
た２時点の吸光度差に基づいて、前記生体組織中の血液
の酸素飽和度を求める酸素飽和度検出手段とを具備す
る。According to the first aspect of the present invention, there is provided an apparatus comprising:
A light source unit that irradiates a living tissue with a plurality of types of light having different wavelengths, a light receiving unit that receives light from the light source unit through the living tissue and converts the light into an electric signal, and sets each wavelength based on an output signal of the light receiving unit. An absorbance detecting means for determining the absorbance by the living tissue, and two common time points for each wavelength at which an absorbance difference greater than the pulsation of arterial blood occurs in the absorbance at each wavelength determined by the absorbance detector. Oxygen saturation for determining the oxygen saturation of blood in the living tissue based on the difference in absorbance at the two time points set by the two time point setting means in the absorbance of each wavelength determined by the time point setting means and the absorbance detection means Detection means.
【０００７】このように構成された装置を使用する場
合、操作者は例えば被験者に息ごらえを行うように指示
して測定部位の血液量を変化させる。２時点設定手段
は、動脈血の脈動による吸光度差よりも大きい吸光度差
が生じる各波長に共通の２時点を設定する。酸素飽和度
検出手段は、２時点設定手段が設定した２時点の吸光度
差に基づいて、前記生体組織中の血液の酸素飽和度を求
める。[0007] In the case of using the apparatus configured as described above, the operator changes the blood volume at the measurement site by, for example, instructing the subject to hold his breath. The two time point setting means sets two common time points for each wavelength at which an absorbance difference larger than the absorbance difference due to pulsation of arterial blood occurs. The oxygen saturation detecting means obtains the oxygen saturation of the blood in the living tissue based on the absorbance difference at the two time points set by the two time setting means.
【０００８】請求項２に係る装置は、波長が異なる複数
種の光を生体組織に照射する光源部と、この光源部から
の光を前記生体組織を介して受け取り電気信号に変換す
る受光部と、この受光部の出力信号に基づき各波長につ
いて前記生体組織による吸光度を求める吸光度検出手段
と、前記生体組織の血液量に変動を生じさせる処置がと
られること又はとられたことを指示するための手段であ
り操作によりその旨の指示信号を出力する指示手段と、
この指示手段から指示信号が出力された時点に基づいて
２時点を設定する２時点設定手段と、前記吸光度検出手
段が求めた各波長の吸光度における、前記２時点設定手
段が設定した２時点の吸光度差に基づいて、前記生体組
織中の血液の酸素飽和度を求める酸素飽和度検出手段と
を具備する。According to a second aspect of the present invention, there is provided a light source section for irradiating a living tissue with a plurality of types of light having different wavelengths, and a light receiving section for receiving the light from the light source section through the living tissue and converting the light into an electric signal. An absorbance detecting means for determining the absorbance of the living tissue for each wavelength based on the output signal of the light receiving section, and an instruction for indicating that a treatment for causing a change in the blood volume of the living tissue is taken or taken. Instruction means for outputting an instruction signal to that effect by means of operation;
A two-time setting means for setting two time points based on the time when the instruction signal is output from the instruction means; and an absorbance at the two time points set by the two-time setting means in the absorbance of each wavelength obtained by the absorbance detection means. An oxygen saturation detecting means for obtaining an oxygen saturation of blood in the living tissue based on the difference.
【０００９】本装置を使用する場合においても、上記の
装置と同様にして測定部位の血液量を変化させる。ただ
し操作者は、指示手段を操作してその変化を生じさせる
処置がとられること又はとられたことを装置に知らせて
おく。２時点設定手段は、指示手段から指示信号が出力
された時点に基づいて２時点を設定する。酸素飽和度検
出手段は、２時点設定手段が設定した２時点の吸光度差
に基づいて酸素飽和度を求める。[0009] Even when the present apparatus is used, the blood volume at the measurement site is changed in the same manner as the above apparatus. However, the operator informs the device that the operation of the indicating means has been or will be performed to cause the change. The two time point setting means sets two time points based on the time point when the instruction signal is output from the instruction means. The oxygen saturation detecting means obtains the oxygen saturation based on the absorbance difference at the two time points set by the two time point setting means.
【００１０】[0010]
【発明の実施の形態】まず、本実施の形態の原理的説明
を行なう。例として、生体組織に２つの波長の光を照射
し、それぞれの波長について生体組織の吸光度を測定
し、これに基づいて酸素飽和度を求める方法を説明す
る。DETAILED DESCRIPTION OF THE PREFERRED EMBODIMENTS First, the principle of the present embodiment will be described. As an example, a method of irradiating living tissue with light of two wavelengths, measuring the absorbance of the living tissue at each wavelength, and obtaining the oxygen saturation based on the measured absorbance will be described.
【００１１】時刻ｔにおける波長λ1 の吸光度Ａλ1(t)
は、入射光強度をI0λ1 、受光散乱光強度を Iλ1(t)と
すれば、ランバート−ベールの法則により次式で表され
る。 Ａλ1(t)＝log{I0λ1/ Iλ1(t)} （１） ここで、血液の吸光度をAbλ1(t)、血液以外の生体組織
の吸光度をAtλ1(t)とすると、 Ａλ1(t)＝Abλ1(t)＋Atλ1(t) ＝εHbO2λ1 ・ＣHbO2(t) ・Ｌ＋εHbλ1 ・ＣHb(t) ・Ｌ＋Atλ1(t) （２） である。この（２）式において、εHbO2λ1 は波長λ1
の酸素化ヘモグロビンのモル吸光係数、εHbλ1 は波長
λ1 の脱酸素化ヘモグロビンのモル吸光係数、ＣHbO2
(t) は時刻ｔにおける酸素化ヘモグロビンの量、ＣHb
(t) は時刻ｔにおける脱酸素化ヘモグロビンの量、Ｌは
平均光路長を示している。平均光路長Ｌは、図７に示す
ように、光がある点Ａに入射されると、他の点Ｂに至る
まで種々の光路を採るがそれらの光路の長さの平均値で
ある。[0011] Absorbance Aλ1 (t) of wavelength λ1 at time t
Is given by the following equation according to Lambert-Beer's law, where the incident light intensity is I0λ1 and the received light scattered light intensity is Iλ1 (t). Aλ1 (t) = log {I0λ1 / Iλ1 (t)} (1) Here, if the absorbance of blood is Abλ1 (t) and the absorbance of living tissue other than blood is Atλ1 (t), Aλ1 (t) = Abλ1 (t) + Atλ1 (t) = εHbO2λ1 · CHbO2 (t) · L + εHbλ1 · CHb (t) · L + Atλ1 (t) (2) In the equation (2), εHbO2λ1 is the wavelength λ1
モ ル Hbλ1 is the molar extinction coefficient of deoxygenated hemoglobin of wavelength λ1, CHbO2
(t) is the amount of oxygenated hemoglobin at time t, CHb
(t) indicates the amount of deoxygenated hemoglobin at time t, and L indicates the average optical path length. The average optical path length L is, as shown in FIG. 7, when light is incident on a point A, various optical paths are taken up to another point B, but is the average value of the optical path lengths.
【００１２】時刻t1,t2 における吸光度の差ΔＡλ1 は
（１）式より次のようになる。 ΔＡλ1 ＝Ａλ1(t2) −Ａλ1(t1) ＝{logI0λ1 −logIλ1(t2)}−{logI0λ1 −logIλ1(t1)} ＝logIλ1(t1) −logIλ1(t2) （３） 一方、（２）式よりΔＡλ1 は次のようになる。 ΔＡλ1 ＝Ａλ1(t2) −Ａλ1(t1) ＝｛εHbO2λ1 ・ＣHbO2(t2)・Ｌ＋εHbλ1 ・ＣHb(t2)・Ｌ ＋Atλ1(t2) ｝−｛εHbO2λ1 ・ＣHbO2(t1)・Ｌ ＋εHbλ1 ・ＣHb(t1)・Ｌ＋Atλ1(t1) ｝ ここで、血液以外の生体組織の吸光度Atλ1(t)は短時間
には変化しないので、Atλ1(t2) ＝Atλ1(t1) であるか
ら、次式が成立する。 ΔＡλ1 ＝εHbO2λ1 ・ΔＣHbO2・Ｌ＋εHbλ1 ・ΔＣHb・Ｌ （４） ここで、ΔＣHbO2は時刻t1からt2の間の酸素化ヘモグロ
ビンの変化量であり、ΔＣHbO2＝ＣHbO2(t2)−ＣHbO2(t
1)である。また、ΔＣHbは時刻t1からt2の間の脱酸素化
ヘモグロビンの変化量であり、ΔＣHb＝ＣHb(t2)−ＣHb
(t1)である。The difference ΔAλ1 between the absorbances at times t1 and t2 is as follows from the equation (1). ΔAλ1 = Aλ1 (t2) −Aλ1 (t1) = {logI0λ1−logIλ1 (t2)} − {logI0λ1−logIλ1 (t1)} = logIλ1 (t1) −logIλ1 (t2) (3) On the other hand, from equation (2), ΔAλ1 Is as follows. ΔAλ1 = Aλ1 (t2) −Aλ1 (t1) = ｛εHbO2λ1 · CHbO2 (t2) · L + εHbλ1 · CHb (t2) · L + Atλ1 (t2)｝ − ｛εHbO2λ1 · CHbO2 (t1) · L · · εHbλ1 L + Atλ1 (t1) Here, since the absorbance Atλ1 (t) of the living tissue other than blood does not change in a short time, Atλ1 (t2) = Atλ1 (t1), the following equation is established. ΔAλ1 = εHbO2λ1 · ΔCHbO2 · L + εHbλ1 · ΔCHb · L (4) where ΔCHbO2 is a change amount of oxygenated hemoglobin from time t1 to t2, and ΔCHbO2 = CHbO2 (t2) −CHbO2 (t)
1). ΔCHb is the amount of change in deoxygenated hemoglobin between time t1 and t2, and ΔCHb = CHb (t2) −CHb
(t1).
【００１３】（３）式、（４）式より時刻t1,t2 におけ
る吸光度の差ΔＡλ1 は次式により表される。 ΔＡλ1 ＝logIλ1(t1) −logIλ1(t2) ＝εHbO2λ1 ・ΔＣHbO2・Ｌ＋εHbλ1 ・ΔＣHb・Ｌ （５） 同様にして時刻t1,t2 における波長λ2 の吸光度の差Δ
Ａλ2 は次式により表される。 ΔＡλ2 ＝logIλ2(t1) −logIλ2(t2) ＝εHbO2λ2 ・ΔＣHbO2・Ｌ＋εHbλ2 ・ΔＣHb・Ｌ （６） ここで、 Iλ2(t)は、波長λ2 の時刻ｔにおける受光散
乱光強度、εHbO2λ2 は波長λ2 の酸素化ヘモグロビン
のモル吸光係数、εHbλ2 は波長λ2 の脱酸素化ヘモグ
ロビンのモル吸光係数を示している。図５に２つの波長
λ1 、λ2 の吸光度Ａλ1(t)、Ａλ2(t)と、２時点t1、
t2の吸光度差ΔＡλ1 、ΔＡλ2 の一例を示す。From the equations (3) and (4), the difference ΔAλ1 between the absorbances at the times t1 and t2 is expressed by the following equation. ΔAλ1 = logIλ1 (t1) −logIλ1 (t2) = εHbO2λ1 · ΔCHbO2 · L + εHbλ1 · ΔCHb · L (5) Similarly, the difference Δ in the absorbance of the wavelength λ2 at times t1 and t2.
Aλ2 is represented by the following equation. ΔAλ2 = logIλ2 (t1) −logIλ2 (t2) = εHbO2λ2 · ΔCHbO2 · L + εHbλ2 · ΔCHb · L (6) where Iλ2 (t) is the intensity of the received scattered light at time t at wavelength λ2, and εHbO2λ2 is the oxygen at wavelength λ2. The molar extinction coefficient of deoxygenated hemoglobin, εHbλ2, indicates the molar extinction coefficient of deoxygenated hemoglobin at wavelength λ2. FIG. 5 shows absorbances Aλ1 (t) and Aλ2 (t) at two wavelengths λ1 and λ2,
An example of the absorbance differences ΔAλ1 and ΔAλ2 at t2 is shown.
【００１４】２時点t1、t2のlogIλ1 、logIλ2 を測定
すればΔＡλ1 、ΔＡλ2 が求められ、このΔＡλ1 、
ΔＡλ2 を（５）式および（６）式に代入した式によれ
ば、εHbO2λ1 、εHbO2λ2 、εHbλ1 、εHbλ2 、は
既知であるから２つの未知数ΔＣHbO2・Ｌ、ΔＣHb・Ｌ
を求めることができる。そしてこれらが求められるなら
ば、次式の関係により生体組織中の酸素飽和度ＳＯ2 を
求めることができる。 ＳＯ2 ＝ＣHbO2／（ＣHbO2＋ＣHb）×100 ％ ＝ΔＣHbO2／（ΔＣHbO2＋ΔＣHb）×100 ％ ＝ΔＣHbO2・Ｌ／（ΔＣHbO2＋ΔＣHb）・Ｌ×100 ％ ＝ΔＣHbO2・Ｌ／（ΔＣHbO2・Ｌ＋ΔＣHb・Ｌ）×100 ％ （７）By measuring logIλ1 and logIλ2 at two time points t1 and t2, ΔAλ1 and ΔAλ2 are obtained.
According to the equations obtained by substituting ΔAλ2 into equations (5) and (6), εHbO2λ1, εHbO2λ2, εHbλ1, and εHbλ2 are known, so two unknowns ΔCHbO2 · L and ΔCHb · L
Can be requested. If these can be obtained, the oxygen saturation SO2 in the living tissue can be obtained by the following equation. SO2 = CHbO2 / (CHbO2 + CHb) .times.100% =. DELTA.CHbO2 / (. DELTA.CHbO2 + .DELTA.CHb) .times.100% =. DELTA.CHbO2.L / (. DELTA.CHbO2 + .DELTA.CHb) .L.times.100% =. DELTA.CHbO2.L / (LCHH)
【００１５】生体組織の血液量が変化すれば、このよう
に酸素飽和度を求めることができる。パルスオキシメー
タは動脈血の脈動による血液量の変化から酸素飽和度を
測定している。すなわちパルスオキシメータは動脈血の
脈動の周期、変化量の大きさをある程度想定して作られ
たものである。例えば動脈血の脈動の周期に対応したフ
ィルタを用いてその変化を取り出すようにしている。し
かし、これによれば動脈血の酸素飽和度しか検出するこ
とができない。したがって組織中の混合の血液の酸素飽
和度を測定することはできない。人体の血液はその７５
％が静脈系にあるとされている。このため組織中の混合
の血液の酸素飽和度はパルスオキシメータによって測定
することはできない。If the blood volume of the living tissue changes, the oxygen saturation can be determined in this way. The pulse oximeter measures oxygen saturation from a change in blood volume due to pulsation of arterial blood. That is, the pulse oximeter is made by assuming the pulsation cycle of arterial blood and the magnitude of the change to some extent. For example, the change is extracted using a filter corresponding to the pulsation cycle of arterial blood. However, according to this, only the oxygen saturation of arterial blood can be detected. Therefore, it is not possible to measure the oxygen saturation of mixed blood in tissue. 75 of human blood
% Are in the venous system. For this reason, the oxygen saturation of mixed blood in the tissue cannot be measured with a pulse oximeter.
【００１６】そこで、何等かの手段を講じて意図的に計
測部位の血液量を変化させることにする。例えばバルサ
ルバ試験（息ごらえ試験）を被験者に行なわせたり、測
定部位の上下への位置変更を行なったり、測定部位近傍
を圧迫、解除するなどすれば測定部位の全血液量を変化
させることができる。この変化は図５の一部拡大図に示
す動脈血の脈動による変化よりもはるかに大きいものと
する。Therefore, some measure is taken to intentionally change the blood volume at the measurement site. For example, changing the whole blood volume at the measurement site by subjecting the subject to a Valsalva test (breath hold test), changing the position of the measurement site up or down, or pressing or releasing the vicinity of the measurement site Can be. This change is much larger than the change due to the pulsation of arterial blood shown in the partially enlarged view of FIG.
【００１７】この第１の実施の形態の装置は、被験者の
測定部位の血液量に上記のような変化が生じたときに、
この変化を装置自身が検出して測定を行なうものであ
る。以下、詳細にこの装置について説明する。The apparatus according to the first embodiment is used when the above-described change occurs in the blood volume at the measurement site of the subject.
This change is detected and measured by the apparatus itself. Hereinafter, this device will be described in detail.
【００１８】図１に示すようにプローブ１は、光源部２
と受光部３とから成っている。光源部２は、２つの波長
λ1 、λ2 の光をそれぞれ発する光源、例えば２つのＬ
ＥＤから構成されている。受光部３は光を受けるとこれ
を電気信号に変換するもので、例えばフォトダイオード
から構成されている。光源部２と受光部３は同一方向に
向けられ、ハウジング４に固定されている。As shown in FIG. 1, the probe 1 comprises a light source 2
And the light receiving unit 3. The light source unit 2 is a light source that emits light of two wavelengths λ1 and λ2, for example, two L
It is composed of ED. The light receiving section 3 receives light and converts it into an electric signal, and is constituted by, for example, a photodiode. The light source unit 2 and the light receiving unit 3 are oriented in the same direction, and are fixed to the housing 4.
【００１９】光源駆動部５は、光源部２の２つの光源を
駆動するものである。アナログ信号処理回路６は、受光
部３の出力に対し電流／電圧変換、サンプリングアンド
ホールド等の処理を行なうものである。Ａ／Ｄ変換部７
は、アナログ信号処理回路６が処理した信号をデジタル
信号に変換するものである。The light source driving section 5 drives the two light sources of the light source section 2. The analog signal processing circuit 6 performs processes such as current / voltage conversion, sampling and hold, and the like on the output of the light receiving unit 3. A / D converter 7
Converts the signal processed by the analog signal processing circuit 6 into a digital signal.
【００２０】デジタルコンピュータ８は、Ａ／Ｄ変換部
７から与えられる信号を処理するとともに、各部を制御
するものである。デジタルコンピュータ８は、外部との
信号の授受を行なう入出力インターフェイス９、演算、
制御を行なうＣＰＵ（中央処理装置）１０、ＣＰＵ１０
が行なう処理のプログラムや、この処理の過程で必要な
データを記憶するメモリ１１、データを表示する表示器
１２、表示器１２を制御する表示コントローラ１３、こ
れらを接続するシステムバス１４を備えている。図２
（ａ）は、デジタルコンピュータ８が行なう処理のフロ
ーチャートである。The digital computer 8 processes signals supplied from the A / D converter 7 and controls each unit. The digital computer 8 has an input / output interface 9 for transmitting and receiving signals to and from the outside,
CPU (Central Processing Unit) 10 for controlling, CPU 10
A memory 11 for storing a program for the processing performed by the computer and data necessary for the processing, a display 12 for displaying the data, a display controller 13 for controlling the display 12, and a system bus 14 for connecting these. . FIG.
FIG. 3A is a flowchart of a process performed by the digital computer 8.
【００２１】次にこのように構成された装置の動作を説
明する。まず、本装置の電源をオンとしデジタルコンピ
ュータ８の動作を開始させる。デジタルコンピュータ８
は、光源駆動部５を動作させ、光源部２の２つの光源を
交互に点滅させる。この光は生体組織に照射され、受光
部３に至る。Next, the operation of the above-configured apparatus will be described. First, the power of the apparatus is turned on, and the operation of the digital computer 8 is started. Digital computer 8
Operates the light source drive unit 5 to alternately blink the two light sources of the light source unit 2. This light is applied to the living tissue and reaches the light receiving unit 3.
【００２２】受光部３の出力信号はアナログ信号処理部
６で処理され、Ａ／Ｄ変換部７でデジタル信号に変換さ
れ、デジタルコンピュータ８に至る。次にデジタルコン
ピュータ８が行なう処理を図２（ａ）を参照して説明す
る。図２（ａ）は、必要なデータを全部取り込んだ後、
そのデータを処理する方式のものである。The output signal of the light receiving section 3 is processed by an analog signal processing section 6, converted into a digital signal by an A / D conversion section 7, and reaches a digital computer 8. Next, processing performed by the digital computer 8 will be described with reference to FIG. FIG. 2 (a) shows that after all necessary data has been acquired,
It is a method of processing the data.
【００２３】操作者はデジタルコンピュータ８の動作を
開始させた後、しばらくして被験者に息ごらえをするよ
うに指示する。デジタルコンピュータ８は、動作開始と
なるとＡ／Ｄ変換部７からの信号、すなわち光強度デー
タＩλ1 (t) 、Ｉλ2(t)の取り込みを開始している。被
験者が息ごらえを行なうと、測定部位の生体組織中の血
液が増加する。この息ごらえが終了すると操作者は図示
せぬ入力手段によりその旨をデジタルコンピュータ８に
指示する。これにより、デジタルコンピュータ８は、Ａ
／Ｄ変換部７からの信号の取り込みを終了する（ステッ
プ１０１）。After starting the operation of the digital computer 8, the operator instructs the subject to hold his breath some time later. When the operation starts, the digital computer 8 starts taking in signals from the A / D converter 7, that is, light intensity data Iλ1 (t) and Iλ2 (t). When the subject holds his breath, blood in the living tissue at the measurement site increases. When this breath holding is completed, the operator instructs the digital computer 8 to that effect by input means (not shown). As a result, the digital computer 8
The acquisition of the signal from the / D conversion unit 7 is completed (step 101).
【００２４】次に、取り込んだデータＩλ1 (t) 、Ｉλ
2(t)を対数変換して波長λ1 、λ2それぞれについての
吸光度Ａλ1(t)、Ａλ2(t)を求める（ステップ１０
２）。このため図５に示すように吸光度Ａλ1(t)、Ａλ
2(t)は、息ごらえのところで変化している。Next, the received data Iλ1 (t), Iλ
2 (t) is logarithmically converted to obtain absorbances Aλ1 (t) and Aλ2 (t) for the respective wavelengths λ1 and λ2 (step 10).
2). Therefore, as shown in FIG. 5, the absorbances Aλ1 (t), Aλ1
2 (t) is changing at a breathhold.
【００２５】次に、一方の波長λ1 の吸光度Ａλ1(t)に
ついて、動脈血の脈動より大きい所定の吸光度差が生じ
ているかを検出する（ステップ１０３）。例えば図６に
示すように吸光度Ａλ1(t)のデータ上を、間隔が所定時
間taの２時点を最初のデータから移動させていき、その
２時点の吸光度の差が動脈血の脈動より大きい設定値Ａ
d1となるか否かを検出する。これを最後のデータまで調
べてそのような設定値Ａd1とならない場合は、所定の吸
光度差が生じていないとしてこの処理を終了する。設定
値Ａd1となった時、所定の吸光度差が生じていると判断
し、この２時点t1、t2を記憶する（ステップ１０４）。
次に吸光度Ａλ2(t)のデータについて、この２時点t1、
t2の吸光度Ａλ2(t)の差Ａd2を求める（ステップ１０
５）。この時、Ａd1、Ａd2が（５）式、（６）式のΔＡ
λ1 、ΔＡλ2 に代入すべき吸光度の差の測定値であ
る。Ａd2が決定されるなら（この場合Ａd1は既にわかっ
ている）、酸素飽和度ＳＯ2 が求められるように、
（５）、（６）、（７）式から予め作成した計算式を用
意しておく。したがってＡd2が求められると、その計算
式にＡd2を代入して酸素飽和度ＳＯ2 を求める（ステッ
プ１０６）。そしてこの結果を表示器１２の画面に表示
する（ステップ１０７）。Next, with respect to the absorbance Aλ1 (t) of one wavelength λ1, it is detected whether a predetermined absorbance difference larger than the pulsation of arterial blood has occurred (step 103). For example, as shown in FIG. 6, the data of the absorbance Aλ1 (t) is shifted from the first data at the two time points of the predetermined time ta, and the difference between the absorbances at the two time points is larger than the set value of the arterial blood pulsation. A
It detects whether it becomes d1 or not. This is checked up to the last data, and if it does not become such a set value Ad1, this processing is terminated assuming that a predetermined absorbance difference has not occurred. When the set value Ad1 is reached, it is determined that a predetermined absorbance difference has occurred, and the two time points t1 and t2 are stored (step 104).
Next, regarding the data of the absorbance Aλ2 (t), these two time points t1,
The difference Ad2 between the absorbances Aλ2 (t) at t2 is determined (step 10).
5). At this time, Ad1 and Ad2 are ΔA in the equations (5) and (6).
These are the measured values of the difference in absorbance to be substituted for λ1 and ΔAλ2. If Ad2 is determined (where Ad1 is already known), the oxygen saturation SO2 is determined as follows:
A calculation formula prepared in advance from the formulas (5), (6), and (7) is prepared. Therefore, when Ad2 is obtained, the oxygen saturation SO2 is obtained by substituting Ad2 into the calculation formula (step 106). Then, the result is displayed on the screen of the display 12 (step 107).
【００２６】以上は必要な光強度データＩλ1 (t) 、Ｉ
λ2(t)を全て取り込んだ後、このデータを処理して酸素
飽和度ＳＯ2 を求める方式である。これに対し、図２
（ｂ）に示すフローチャートのようにリアルタイムでデ
ータを処理しても良い。すなわち、光の強度Ｉλ1 (t)
、Ｉλ2(t)を単位時間毎に取り込み（ステップ２０
１）、これらを直ちに対数変換して吸光度Ａλ1(t)、Ａ
λ2(t)となし、記憶する（ステップ２０２）。The above is the necessary light intensity data Iλ1 (t), I
After all the λ2 (t) have been fetched, this data is processed to determine the oxygen saturation SO2. In contrast, FIG.
Data may be processed in real time as in the flowchart shown in FIG. That is, the light intensity Iλ1 (t)
, Iλ2 (t) for each unit time (step 20).
1), these are immediately logarithmically converted to absorbance Aλ1 (t), A
λ2 (t) and store it (step 202).
【００２７】次に吸光度Ａλ1(t)に所定の吸光度差が生
じたかを判断する（ステップ２０３）。ここでは例えば
現時点の吸光度Ａλ1(t)と、現時点から所定時間ta前の
時点の吸光度Ａλ1(t-ta) との差が動脈の脈動より大き
い設定値Ａd1となったか否かを検出する。設定値Ａd1と
なっていないならばステップ２０１に戻る。設定値Ａd1
となっているならば、この時点t2とこの時点t2より所定
時間ta前の時点t1を求めてこれらを記憶する（ステップ
２０４）。次に時点t2における波長λ2 の吸光度Ａλ2
(t2) と、時点t1の吸光度Ａλ2(t1) との差Ａd2を求め
る（ステップ２０５）。以下のステップ２０６、２０７
は図２（ａ）で説明したステップ１０６、１０７と同じ
であるので説明は省略する。Next, it is determined whether a predetermined difference in absorbance Aλ1 (t) has occurred (step 203). Here, for example, it is detected whether or not the difference between the current absorbance Aλ1 (t) and the absorbance Aλ1 (t-ta) at a point in time a predetermined time ta before the present point has reached a set value Ad1 which is larger than the pulsation of the artery. If the value is not the set value Ad1, the process returns to step 201. Set value Ad1
If so, a time point t2 and a time point t1 which is a predetermined time ta before the time point t2 are obtained and stored (step 204). Next, the absorbance Aλ2 of the wavelength λ2 at the time point t2.
The difference Ad2 between (t2) and the absorbance Aλ2 (t1) at time t1 is determined (step 205). Steps 206 and 207 below
Are the same as steps 106 and 107 described in FIG.
【００２８】以上の実施の形態によれば、操作者は被験
者に息ごらえの指示をするのみで、特に操作は不要であ
るので、取り扱いがきわめて簡単である。According to the above-described embodiment, the operator only instructs the subject to hold his breath, and no particular operation is required, so that the handling is extremely simple.
【００２９】次に第２の実施の形態を説明する。この装
置の構成は図３に示すように、デジタルコンピュータ８
に吸光度データＡλ1(t)、Ａλ2(t)に変化が生じること
を予め示す指示信号を出力するための指示スイッチ１５
を備えている。また、このデジタルコンピュータ８が行
う処理のプログラムは図４（ａ）のフローチャートのよ
うになっている。他の構成は第１の実施の形態と同じで
ある。Next, a second embodiment will be described. The configuration of this device is, as shown in FIG.
Switch 15 for outputting an instruction signal indicating in advance that the absorbance data Aλ1 (t) and Aλ2 (t) change.
It has. The program of the process performed by the digital computer 8 is as shown in the flowchart of FIG. Other configurations are the same as those of the first embodiment.
【００３０】この装置の動作を説明すると、まず操作者
は本装置の電源をオンとし、デジタルコンピュータ８の
動作を開始させる。このデジタルコンピュータ８の制御
により、光源駆動部５が光源部２の光源を駆動し、この
光源から発した光は生体組織を介して受光部３に至り、
ここで電気信号に変換され、その信号はアナログ信号処
理部６により所定の処理がなされ、Ａ／Ｄ変換部７によ
りデジタル信号とされてデジタルコンピュータ８に至る
ことは第１の実施の形態と同じである。The operation of the apparatus will be described. First, the operator turns on the power of the apparatus and starts the operation of the digital computer 8. Under the control of the digital computer 8, the light source driving unit 5 drives the light source of the light source unit 2, and the light emitted from the light source reaches the light receiving unit 3 via the living tissue,
Here, the signal is converted into an electric signal, the signal is subjected to predetermined processing by an analog signal processing unit 6, converted into a digital signal by an A / D conversion unit 7, and reaches a digital computer 8, as in the first embodiment. It is.
【００３１】操作者はデジタルコンピュータ８の動作を
開始させた後、しばらくして被験者に息ごらえをするよ
うに指示する。この指示をする際に操作者は指示スイッ
チを操作する。この操作はその指示をする前でも良い
し、指示の後でも良いが、息ごらえによって血液量が変
化する前に行うようにする。一方、デジタルコンピュー
タ８は、動作開始となるとＡ／Ｄ変換部７からの信号の
取り込みを開始し、開始後しばらくして指示スイッチ１
５から指示信号を受ける。被験者が息ごらえを行なう
と、測定部位の生体組織中の血液が増加する。この息ご
らえが終了すると操作者は図示せぬ入力手段によりその
旨をデジタルコンピュータ８に指示する。これにより、
デジタルコンピュータ８は、Ａ／Ｄ変換部７からの信号
の取り込みを終了する。これによりデジタルコンピュー
タ８のメモリ１１に光強度データＩλ1 (t) 、Ｉλ2(t)
と指示スイッチから指示信号が出力された時点t1が記憶
される（ステップ３０１）。After starting the operation of the digital computer 8, the operator instructs the subject to hold his breath some time later. When giving this instruction, the operator operates the instruction switch. This operation may be performed before or after the instruction, but is performed before the blood volume changes due to breath holding. On the other hand, the digital computer 8 starts taking in the signal from the A / D converter 7 when the operation starts, and after a short time from the start, the instruction switch 1
5 receives an instruction signal. When the subject holds his breath, blood in the living tissue at the measurement site increases. When this breath holding is completed, the operator instructs the digital computer 8 to that effect by input means (not shown). This allows
The digital computer 8 finishes taking in the signal from the A / D converter 7. Thus, the light intensity data Iλ1 (t) and Iλ2 (t) are stored in the memory 11 of the digital computer 8.
And the time point t1 when the instruction signal is output from the instruction switch is stored (step 301).
【００３２】次に記憶した全部の光強度データＩλ1
(t) 、Ｉλ2(t)を対数変換して吸光度データＡλ1(t)、
Ａλ2(t)を求める（ステップ３０２）。次に指示信号発
生の時点t1の吸光度Ａλ1(t1) 、Ａλ2(t1) と、この時
点t1から所定時間ta経過後の時点t2の吸光度Ａλ1(t2)
、Ａλ2(t2) の差ΔＡλ1 、ΔＡλ2 を求める（ステ
ップ３０３）。すなわちこの時、（５）式、（６）式の
ΔＡλ1 、ΔＡλ2 に代入すべき吸光度の差が測定され
る。ΔＡλ1 、ΔＡλ2 が決定されるなら、酸素飽和度
ＳＯ2 が求められるように、（５）、（６）、（７）式
から予め作成した計算式を用意しておく。したがってΔ
Ａλ1 、ΔＡλ2 が求められると、その計算式にΔＡλ
1 、ΔＡλ2 を代入して酸素飽和度ＳＯ2 を求める（ス
テップ３０４）。そしてこの結果を表示器１２の画面に
表示する（ステップ３０５）。Next, all the stored light intensity data Iλ1
(t), Iλ2 (t) is logarithmically converted to absorbance data Aλ1 (t),
Aλ2 (t) is obtained (step 302). Next, the absorbances Aλ1 (t1) and Aλ2 (t1) at the time t1 when the instruction signal is generated, and the absorbance Aλ1 (t2) at the time t2 after a predetermined time ta has elapsed from the time t1.
, Aλ2 (t2), ΔAλ1 and ΔAλ2 are obtained (step 303). That is, at this time, the difference in absorbance to be substituted for ΔAλ1 and ΔAλ2 in the equations (5) and (6) is measured. If .DELTA.A.lambda.1 and .DELTA.A.lambda.2 are determined, formulas prepared in advance from the formulas (5), (6) and (7) are prepared so that the oxygen saturation SO2 can be obtained. Therefore Δ
When Aλ1 and ΔAλ2 are obtained, ΔAλ
1. The oxygen saturation SO2 is determined by substituting .DELTA.A.lambda.2 (step 304). Then, the result is displayed on the screen of the display 12 (step 305).
【００３３】上記の所定時間taは、動脈の脈動の周期よ
りもはるかに長い時間に設定している。したがって、息
ごらえにより変化する血液量に対応する吸光度の変化が
捕らえられ、動脈血、静脈血の両方を含む血液の酸素飽
和度を測定することができる。The predetermined time ta is set to be much longer than the period of the pulsation of the artery. Therefore, a change in absorbance corresponding to the blood volume that changes due to breath holding can be captured, and the oxygen saturation of blood including both arterial blood and venous blood can be measured.
【００３４】以上は必要な光の強度データＩλ1 (t) 、
Ｉλ2(t)と指示信号を全て取り込んだ後、このデータを
処理して酸素飽和度ＳＯ2 を求める方式である。これに
対し、図４（ｂ）に示すフローチャートのようにリアル
タイムでデータを処理しても良い。すなわち、指示スイ
ッチ１５から指示信号を受け取るまで待つ（ステップ４
０１）。指示信号があればその時点t1の光の強度データ
Ｉλ1 (t1)、Ｉλ2(t1) を取り込みこれらを直ちに対数
変換して吸光度データＡλ1(t1) 、Ａλ2(t1)として記
憶する（ステップ４０２）。The above is the necessary light intensity data Iλ1 (t),
After all I.lambda.2 (t) and the instruction signal are fetched, this data is processed to obtain the oxygen saturation SO2. On the other hand, data may be processed in real time as in the flowchart shown in FIG. That is, it waits until an instruction signal is received from the instruction switch 15 (step 4).
01). If there is an instruction signal, the light intensity data Iλ1 (t1) and Iλ2 (t1) at the time point t1 are taken in and immediately logarithmically converted and stored as absorbance data Aλ1 (t1) and Aλ2 (t1) (step 402).
【００３５】次に指示信号があってから所定時間ta経過
した時点t2となるまで待つ（ステップ４０３）。時点t2
となるとこの時点t2の光の強度データＩλ1 (t2)、Ｉλ
2(t2) を取り込みこれらを直ちに対数変換して吸光度デ
ータＡλ1(t2) 、Ａλ2(t2)として記憶する（ステップ
４０４）。次に、記憶した時点t1の吸光度Ａλ1(t1)、
Ａλ2(t1) と、時点t2の吸光度Ａλ1(t2) 、Ａλ2(t2)
の差ΔＡλ1 、ΔＡλ1 を求める（ステップ４０５）。
以後のステップ４０６、４０７は図４（ａ）のステップ
３０４、３０５と同じであるので説明は省略する。Next, it waits until the time t2 has elapsed since the instruction signal has passed the predetermined time ta (step 403). Time point t2
Then, at this time t2, the light intensity data Iλ1 (t2), Iλ
2 (t2) is taken in, and these are immediately logarithmically converted and stored as absorbance data Aλ1 (t2) and Aλ2 (t2) (step 404). Next, the absorbance Aλ1 (t1) at the stored time point t1,
Aλ2 (t1), absorbance at time t2 Aλ1 (t2), Aλ2 (t2)
Are obtained (step 405).
The subsequent steps 406 and 407 are the same as steps 304 and 305 in FIG.
【００３６】第２の実施の形態によれば、操作者が被験
者の測定部位の血液量を変化させるタイミングを装置に
知らせるので、そのときの吸光度Ａλ1(t)、Ａλ2(t)の
変化が血液量の変化であることが確実となり、測定精度
の向上を図ることができる。なお、上記の図４（ａ）
（ｂ）の例ではいずれも指示スイッチ１５から、血液量
を変化させる前の時点t1を装置に知らせるようにし、時
点t2については時点t1から所定時間ta経過後としたが、
時点t2も指示スイッチ１５から知らせるようにしても良
い。また、時点t1は指示スイッチ１５により指示し、そ
の後、吸光度が時点t1のときの値に対しその差が所定値
（動脈血の脈動による変動よりも大きい値）となる時点
を検出し、この時点をt2としても良い。According to the second embodiment, the operator notifies the apparatus of the timing of changing the blood volume at the measurement site of the subject, so that the change in the absorbances Aλ1 (t) and Aλ2 (t) at that time is It is certain that the change is in the amount, and the measurement accuracy can be improved. It should be noted that FIG.
In the example of (b), the time t1 before the blood volume is changed is notified to the apparatus from the instruction switch 15, and the time t2 is set after a predetermined time ta has elapsed from the time t1.
The time point t2 may also be notified from the instruction switch 15. Further, the time point t1 is indicated by the instruction switch 15, and thereafter, the time point at which the difference between the value at the time point t1 and the difference becomes a predetermined value (a value larger than the fluctuation due to the pulsation of the arterial blood) is detected. It may be t2.
【００３７】以上第１の実施の形態も第２の実施の形態
も息ごらえにより血液量を変化させるようにしたが、こ
れは上記の原理的説明でも述べた他の方法で行っても良
い。また、上記の実施の形態ではいずれも、プローブ１
は、光源部２と受光部３が同一方向に向けられているも
のであったが、これらを対向配置して組織の透過光を受
光するタイプのものでも良い。In the first embodiment and the second embodiment, the blood volume is changed by breath-holding. However, the blood volume may be changed by another method described in the above principle. good. In each of the above embodiments, the probe 1
Although the light source unit 2 and the light receiving unit 3 are directed in the same direction, a type in which the light source unit 2 and the light receiving unit 3 are arranged to face each other to receive the transmitted light of the tissue may be used.
【００３８】[0038]
【発明の効果】請求項１の発明によれば、生体組織中の
動脈血、静脈血を合わせた血液の酸素飽和度を精度良く
測定することができる。また、測定の際、測定部位が特
定の箇所に限定されることはない。According to the first aspect of the present invention, it is possible to accurately measure the oxygen saturation of blood including arterial blood and venous blood in a living tissue. Further, at the time of measurement, the measurement site is not limited to a specific location.
【００３９】請求項２の発明によれば、指示スイッチに
より血液量が変化するタイミングを知らせるようにした
ので、正確にその変化を捕らえることができ、測定精度
の向上を図ることができる。According to the second aspect of the present invention, the timing at which the blood volume changes is notified by the instruction switch, so that the change can be accurately detected and the measurement accuracy can be improved.
【図１】第１の実施の形態の装置の構成を示すブロック
図。FIG. 1 is a block diagram showing a configuration of an apparatus according to a first embodiment.
【図２】図１に示した装置の動作を説明するためのフロ
ーチャート。FIG. 2 is a flowchart for explaining the operation of the apparatus shown in FIG. 1;
【図３】第２の実施の形態の装置の構成を示すブロック
図。FIG. 3 is a block diagram illustrating a configuration of an apparatus according to a second embodiment.
【図４】図３に示した装置の動作を説明するためのフロ
ーチャート。FIG. 4 is a flowchart for explaining the operation of the device shown in FIG. 3;
【図５】２つの波長それぞれについての吸光度の変化を
示す図。FIG. 5 is a diagram showing a change in absorbance for each of two wavelengths.
【図６】吸光度データから変化が生じた箇所の２時点を
設定するときの動作を説明するための図。FIG. 6 is a diagram for explaining an operation when setting two points of time where a change has occurred from the absorbance data.
【図７】平均光路長を説明するための図。FIG. 7 is a diagram for explaining an average optical path length.
２ 光源部 ３ 受光部 ６ アナログ信号処理部 ７ Ａ／Ｄ変換部 ８ デジタルコンピュータ １５ 指示スイッチ 2 light source unit 3 light receiving unit 6 analog signal processing unit 7 A / D conversion unit 8 digital computer 15 instruction switch
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| JP10294683AJP2961608B1 (en) | 1998-10-02 | 1998-10-02 | Oxygen saturation measurement device |
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| JP10294683AJP2961608B1 (en) | 1998-10-02 | 1998-10-02 | Oxygen saturation measurement device |
| Publication Number | Publication Date |
|---|---|
| JP2961608B1true JP2961608B1 (en) | 1999-10-12 |
| JP2000107157A JP2000107157A (en) | 2000-04-18 |
| Application Number | Title | Priority Date | Filing Date |
|---|---|---|---|
| JP10294683AExpired - Fee RelatedJP2961608B1 (en) | 1998-10-02 | 1998-10-02 | Oxygen saturation measurement device |
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| JP (1) | JP2961608B1 (en) |
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