JPH01146526A - 非観血式血中色素測定装置 - Google Patents
非観血式血中色素測定装置Info
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- JPH01146526A JPH01146526A JP87306481A JP30648187A JPH01146526A JP H01146526 A JPH01146526 A JP H01146526A JP 87306481 A JP87306481 A JP 87306481A JP 30648187 A JP30648187 A JP 30648187A JP H01146526 A JPH01146526 A JP H01146526A
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- Japan
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- signal
- cuff
- light
- blood
- signal component
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- A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
- A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
- A61B5/00—Measuring for diagnostic purposes; Identification of persons
- A61B5/68—Arrangements of detecting, measuring or recording means, e.g. sensors, in relation to patient
- A61B5/6801—Arrangements of detecting, measuring or recording means, e.g. sensors, in relation to patient specially adapted to be attached to or worn on the body surface
- A61B5/6813—Specially adapted to be attached to a specific body part
- A61B5/6825—Hand
- A61B5/6826—Finger
-
- A—HUMAN NECESSITIES
- A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
- A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
- A61B5/00—Measuring for diagnostic purposes; Identification of persons
- A61B5/68—Arrangements of detecting, measuring or recording means, e.g. sensors, in relation to patient
- A61B5/6801—Arrangements of detecting, measuring or recording means, e.g. sensors, in relation to patient specially adapted to be attached to or worn on the body surface
- A61B5/683—Means for maintaining contact with the body
- A61B5/6838—Clamps or clips
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- Investigating Or Analysing Materials By Optical Means (AREA)
- Measurement Of The Respiration, Hearing Ability, Form, And Blood Characteristics Of Living Organisms (AREA)
Abstract
(57)【要約】本公報は電子出願前の出願データであるた
め要約のデータは記録されません。
め要約のデータは記録されません。
Description
【発明の詳細な説明】
（イ）産業上の利用分野
この発明は、生体の血中酸Ｔ飽和度等の測定に適用・さ
れる非観血式の血中色素測定装置に関し、詳しく言えば
、生体静脈内の血中色素の測定も可能とした装置に関す
る。
れる非観血式の血中色素測定装置に関し、詳しく言えば
、生体静脈内の血中色素の測定も可能とした装置に関す
る。
（ロ）従来の技術
非観血で血中色素を測定する装置としては、Ｌａｍｂｅ
ｒｔ −Ｂｅｅｒ則を適用して光学的に測定を行うもの
が知られている６例えば、動脈の皿中Ｍｆｆｆｉ飽和度
、すなわち血中のヘモグロビンの酸素型の存在比を測定
する装置としては、第５図に示すものが知られている。
ｒｔ −Ｂｅｅｒ則を適用して光学的に測定を行うもの
が知られている６例えば、動脈の皿中Ｍｆｆｆｉ飽和度
、すなわち血中のヘモグロビンの酸素型の存在比を測定
する装置としては、第５図に示すものが知られている。
３１は、光源である。この光源よりの光は生体の測定部
位、例えば指ｆを透ｊｂシて、受光素子３３、．３３ｇ
に受光される。受光素子３３１には、干渉フィルタ３２
．により波長λ１ （例えば８゜５ｎｍ）、受光素子３
３！には、干渉フィルタ３２冨により波長λ２ （例え
ば６５０ｎｍ）の光がそれぞれ受光される。すなわち、
指ｆの透過光の内波長λ１、λ２の光量を検出するわけ
である。
位、例えば指ｆを透ｊｂシて、受光素子３３、．３３ｇ
に受光される。受光素子３３１には、干渉フィルタ３２
．により波長λ１ （例えば８゜５ｎｍ）、受光素子３
３！には、干渉フィルタ３２冨により波長λ２ （例え
ば６５０ｎｍ）の光がそれぞれ受光される。すなわち、
指ｆの透過光の内波長λ１、λ２の光量を検出するわけ
である。
受光素子３３１．３３！の受光信号は、受光信号処理回
路３９．．３９．でそれぞれ処理されて、マルチプレク
サ（ＭＵＸ）４０に入力される。受光信号処理回路３３
．（３３，も同様）は、対数アンプ３４、バイパスフィ
ルタ（Ｈｒ’Ｆ）３５、アンプ３６、ローパスフィルタ
（ＬＰＦ）３７、サンプルボールド（Ｓ ／ Ｈ）回路
３８を含んでいる。
路３９．．３９．でそれぞれ処理されて、マルチプレク
サ（ＭＵＸ）４０に入力される。受光信号処理回路３３
．（３３，も同様）は、対数アンプ３４、バイパスフィ
ルタ（Ｈｒ’Ｆ）３５、アンプ３６、ローパスフィルタ
（ＬＰＦ）３７、サンプルボールド（Ｓ ／ Ｈ）回路
３８を含んでいる。
受光素子の受光光Ｆｌは、Ｌａａ＋ｂｅｒｔ −Ｂｅｅ
ｒ則に基づき、以下の（１）式の関係にある。
ｒ則に基づき、以下の（１）式の関係にある。
■−■。Ｆア・１０す・１０−’ ・・・（１）（
ρ＝α１γｄ、ｑ−αＴ７り ここで、Ｆ？は生体組織による吸光度、α゛は静脈血の
光吸収係数、αは動脈血の光吸収係数、γは血液濃度、
ｄ、１はそれぞれ静脈、動脈の血液層厚である。受光素
子３３の感度も含む光電変換の際のゲインをＡとすると
、最終的に得られる受光素子３３の電圧値としての受光
信号Ｅは、以下の（２）式で表される。
ρ＝α１γｄ、ｑ−αＴ７り ここで、Ｆ？は生体組織による吸光度、α゛は静脈血の
光吸収係数、αは動脈血の光吸収係数、γは血液濃度、
ｄ、１はそれぞれ静脈、動脈の血液層厚である。受光素
子３３の感度も含む光電変換の際のゲインをＡとすると
、最終的に得られる受光素子３３の電圧値としての受光
信号Ｅは、以下の（２）式で表される。
Ｅ−ＡＩＯＦｔ・１０す・１０−Ｑ ・・・（２）
この受光素子３３の信号を対数アンプ３４で対数変換す
ると、その結果は、次の（３）式のように表される。
この受光素子３３の信号を対数アンプ３４で対数変換す
ると、その結果は、次の（３）式のように表される。
ｆｏｇＥ＝ｆｏｇＡＩｏＦｔ Ｐ−Ｑ−ｌｏｇＡ Ｔ
ｏＦｙ−α’γｄ−αγｆｆ 、、、（３）１ｏｇ
Ａ ＩｏＦｔ ％ −ｔｘ” ｒ ｄは、それぞれｔＪ
ｌｍ、静脈の信号成分であり、時間的には変化しない。
ｏＦｙ−α’γｄ−αγｆｆ 、、、（３）１ｏｇ
Ａ ＩｏＦｔ ％ −ｔｘ” ｒ ｄは、それぞれｔＪ
ｌｍ、静脈の信号成分であり、時間的には変化しない。
−方、−αγｌは動脈の信号成分であり、心臓の拍動に
伴い、第６図に示すような脈波信号として時間的に変化
する。
伴い、第６図に示すような脈波信号として時間的に変化
する。
この動脈の信号成分は、その時間的変動のために、バイ
パスフィルタ３５により、他の成分より分離される。こ
の分離された動脈の信号成分は、アンプ３Ｇで増幅され
、ローパスフィルタ３７で電源ハムを除かれた後、サン
プルホールド回：！Ｆｔ３８にホールドされる。受光信
号処理回路３９□でも同様の処理が行われ、λ２に対す
る動脈の信号成分がホールドされる。
パスフィルタ３５により、他の成分より分離される。こ
の分離された動脈の信号成分は、アンプ３Ｇで増幅され
、ローパスフィルタ３７で電源ハムを除かれた後、サン
プルホールド回：！Ｆｔ３８にホールドされる。受光信
号処理回路３９□でも同様の処理が行われ、λ２に対す
る動脈の信号成分がホールドされる。
λ１、λ２に対する動脈の信号成分は、マルチプレクサ
４０で１！１ｎ次アナログ／デジタル変換器４１に入力
され、それぞれデジタル変換されて、ＣＰＯ４２に取り
込まれる。ＣＰＵ４２は、λ１、λ２に対する動脈の信
号成分−α＋ｒｌ−１−αｚＴｌ−の比Ｙを算出する。
４０で１！１ｎ次アナログ／デジタル変換器４１に入力
され、それぞれデジタル変換されて、ＣＰＯ４２に取り
込まれる。ＣＰＵ４２は、λ１、λ２に対する動脈の信
号成分−α＋ｒｌ−１−αｚＴｌ−の比Ｙを算出する。
Ｙ−−α１γｌ／−α２γｉ−α１／α２ 、・・（４
）この比Ｙは、動脈の信号成分の振幅比あるいは波形面
積比等より容易に算出することができる。
）この比Ｙは、動脈の信号成分の振幅比あるいは波形面
積比等より容易に算出することができる。
さらにＣＰＵ４２は、以下の（５）式に基づいて、動脈
血の酸素飽和度５ａＯｚを算出する。
血の酸素飽和度５ａＯｚを算出する。
５ａＯｚ−Ｂ ＣＹ ”・（５）ここ
でＢＳＣは、それぞれヘモグロビン、酸化型ヘモグロビ
ンの吸収係数である。このＳ ａ Ｏｚは、表示部４３
に表示される。
でＢＳＣは、それぞれヘモグロビン、酸化型ヘモグロビ
ンの吸収係数である。このＳ ａ Ｏｚは、表示部４３
に表示される。
（ハ）発明が解決しようとする問題点
動脈血酸素飽和度と、静脈血酸素飽和度とを同時に測定
し比較できれば、組織の活性度等を知ることができ有ｆ
！義である。しかしながら、上記従来の血中色素測定装
置では、静脈血酸素飽和度又はその他の静脈血の色素特
性値（濃度等）を知ることができない問題点があった。
し比較できれば、組織の活性度等を知ることができ有ｆ
！義である。しかしながら、上記従来の血中色素測定装
置では、静脈血酸素飽和度又はその他の静脈血の色素特
性値（濃度等）を知ることができない問題点があった。
これは、静脈中にも動脈中と同様に゛ヘモグロビンが存
在すると共に、上述のように静脈の信号成分−αＩ
ｒ ｄが時間的に変動しないことに起因するもので、静
脈の信号成分を、動脈、組織の信号成分より分離するこ
とができないからである。
在すると共に、上述のように静脈の信号成分−αＩ
ｒ ｄが時間的に変動しないことに起因するもので、静
脈の信号成分を、動脈、組織の信号成分より分離するこ
とができないからである。
この発明は、上記に鑑みなされたもので、静脈血の色素
測定を可能とする非観血式血中色票測定装置の提供を目
的としている。
測定を可能とする非観血式血中色票測定装置の提供を目
的としている。
（ニ）問題点を解決するための手段
上記問題点を解決するため、この発明の非観血式血中色
素測定装置は、生体測定部位に光を照射するｌ又は２以
上の光源と、測定部位よりの出射光を検出する！又は２
以上の受光素子と、この受光素子で得られた異なる２以
上の波長についての受光信号をそれぞれ対数変ｆｆｉす
る対数変換手段と、この対数変換手段の前記各波長につ
いての出力信号より変動する信号成分をそれぞれ分離す
る信号成分分画手段と、これら信号成分に基づいて血中
色素特性値を算出する特性値算出手段とを備えてなるも
のにおいて、 前記生体の測定部位より体幹側に装着されるカフと、こ
のカフを最低血圧値前後まで加圧する加圧手段と、前記
加圧されたカフの圧力を減圧する減圧手段とを備え、前
記信号成分分な手段は、直流成分除去手段と脈波成分除
去手段とよりなり、この信号成分分離手段が、前記カフ
の加圧中に前記各波長について、変動する信号成分を対
数変換された受光信号より、それぞれ分離することを特
徴としている。
素測定装置は、生体測定部位に光を照射するｌ又は２以
上の光源と、測定部位よりの出射光を検出する！又は２
以上の受光素子と、この受光素子で得られた異なる２以
上の波長についての受光信号をそれぞれ対数変ｆｆｉす
る対数変換手段と、この対数変換手段の前記各波長につ
いての出力信号より変動する信号成分をそれぞれ分離す
る信号成分分画手段と、これら信号成分に基づいて血中
色素特性値を算出する特性値算出手段とを備えてなるも
のにおいて、 前記生体の測定部位より体幹側に装着されるカフと、こ
のカフを最低血圧値前後まで加圧する加圧手段と、前記
加圧されたカフの圧力を減圧する減圧手段とを備え、前
記信号成分分な手段は、直流成分除去手段と脈波成分除
去手段とよりなり、この信号成分分離手段が、前記カフ
の加圧中に前記各波長について、変動する信号成分を対
数変換された受光信号より、それぞれ分離することを特
徴としている。
（ホ）作用
生体測定部位より体幹側に、最低血圧前後の圧力を加え
ると、静脈の血流は阻害（完全に阻血する場合も含む）
される、しかし、第４図にも示すように、動脈ａは阻血
されないので、血液が流入してくる。従って、静脈Ｖが
第４図中破線で示すように膨らみ、血液ＷＪＪ￥が増加
して吸収光量が大きくなる。
ると、静脈の血流は阻害（完全に阻血する場合も含む）
される、しかし、第４図にも示すように、動脈ａは阻血
されないので、血液が流入してくる。従って、静脈Ｖが
第４図中破線で示すように膨らみ、血液ＷＪＪ￥が増加
して吸収光量が大きくなる。
この時、受光信号の対数変換値βｏｇＦ、は、第３図に
示すように、静脈の信号成分が加圧の開始に伴い徐々に
変動する。この変動の波形は、動脈の信号成分とπなっ
ている。従って、対数変１４％された受光信号より、直
流成分除去手段で直流成分を除去し、さらに脈波成分除
去手段で脈波成分（すなわち動脈の信号成分）を除去す
れば、静脈の信号成分のみを分離して取り出すことがで
きろ、この分烈された静脈の信号成分に基づいて、従来
と同様、血中色素を測定することが可能となる。
示すように、静脈の信号成分が加圧の開始に伴い徐々に
変動する。この変動の波形は、動脈の信号成分とπなっ
ている。従って、対数変１４％された受光信号より、直
流成分除去手段で直流成分を除去し、さらに脈波成分除
去手段で脈波成分（すなわち動脈の信号成分）を除去す
れば、静脈の信号成分のみを分離して取り出すことがで
きろ、この分烈された静脈の信号成分に基づいて、従来
と同様、血中色素を測定することが可能となる。
なお、動脈ａがもし加圧による影響を受け、その断面積
に多少の変化があっても、動脈の血流はほとんど変化し
ない、また、測定部位は加圧されないので、加圧による
ｔｎｔａの光学的特性の変化に伴う測定誤差は生じない
。
に多少の変化があっても、動脈の血流はほとんど変化し
ない、また、測定部位は加圧されないので、加圧による
ｔｎｔａの光学的特性の変化に伴う測定誤差は生じない
。
（へ）実施例
この発明の一実施例を、第１図乃至第３図に基づいて以
下に説明する。
下に説明する。
この実施例は、本発明を酸素飽和度測定装置に適用した
ものであり、動脈血の酸素飽和度を併せて測定できる構
成を有している。第１図は、同酸素飽和度測定装置１の
構成を説明するブロック図である。
ものであり、動脈血の酸素飽和度を併せて測定できる構
成を有している。第１図は、同酸素飽和度測定装置１の
構成を説明するブロック図である。
２は、プローブである。このプローブ２は、第１図紙面
右方向より、被験者の指ｆが挿入される。
右方向より、被験者の指ｆが挿入される。
挿入された指ｆは、その先端部（測定部位）ｆ。
上下にそれぞれ光ファイバ３．．３．の端面が接触する
。また、指ｒは、カフ４を挿通しており、測定部位「、
よりも体幹側で加圧される。二〇カフ４には、指用電子
血圧計のカフが適用される。
。また、指ｒは、カフ４を挿通しており、測定部位「、
よりも体幹側で加圧される。二〇カフ４には、指用電子
血圧計のカフが適用される。
光ファイバ３１は、ハロゲンランプ５よりの光を、測定
部位ｒ、に導くためのものである。ハロゲンランプ５よ
りの光は、熱線カフトフィルタ６を透過し、集光レンズ
７に集光されて、光ファイバ３．の他端面に入射する。
部位ｒ、に導くためのものである。ハロゲンランプ５よ
りの光は、熱線カフトフィルタ６を透過し、集光レンズ
７に集光されて、光ファイバ３．の他端面に入射する。
上記熱線カフトフィルり６は、ハロゲンランプ５よりの
熱ｉ泉に、上り、測定部位ｆ、に火傷が生じるのを防止
するためのものである。なお、５ａはハロゲンランプ５
川の電源である。
熱ｉ泉に、上り、測定部位ｆ、に火傷が生じるのを防止
するためのものである。なお、５ａはハロゲンランプ５
川の電源である。
一方、受光用の光ファイバ３！のもう一端は、２つに分
かれている（３□１．３ｔｔＬ光フアイバ端３□よりの
光は、干渉フィルタ（透過波長λ１−８０５ｒｖ） ８
ｔ ＠透過して、ホトダイオード（受光素子）０．で受
光される。これに対して、光ファイバ端３゜よりの光は
、干渉フィルタ（透過波長λ、＝６５０ｎ■）８．を？
１ｙ１うして、ホトダイオード９．で受光される。
かれている（３□１．３ｔｔＬ光フアイバ端３□よりの
光は、干渉フィルタ（透過波長λ１−８０５ｒｖ） ８
ｔ ＠透過して、ホトダイオード（受光素子）０．で受
光される。これに対して、光ファイバ端３゜よりの光は
、干渉フィルタ（透過波長λ、＝６５０ｎ■）８．を？
１ｙ１うして、ホトダイオード９．で受光される。
なお、この実施例では、光源を１つのハロゲンランプ、
受光素子を２つのホトダイオードとしているが、光源、
受光素子の種類、数は、これに限定されるものではない
０例えば、異なる波長成分を有する複数の光源と、一つ
の受光素子とを備え、各光源を交替でオンにして、各波
長の受光信号を得るように構成してもよく、あるいは複
数の光源と、各光源に対する複数の受光素子を設けろ構
成としてもよい。
受光素子を２つのホトダイオードとしているが、光源、
受光素子の種類、数は、これに限定されるものではない
０例えば、異なる波長成分を有する複数の光源と、一つ
の受光素子とを備え、各光源を交替でオンにして、各波
長の受光信号を得るように構成してもよく、あるいは複
数の光源と、各光源に対する複数の受光素子を設けろ構
成としてもよい。
また、この実施例では、光ファイバ３１．３２を使用し
ているが、測定部位のすぐそばに光源及び／又は受光素
子を設け、光源、１−りの光を直接測定部位に照射し、
測定部位よりの出射光を直接受光紫子で受ける構成とし
てもよく適宜設計変更可能である。
ているが、測定部位のすぐそばに光源及び／又は受光素
子を設け、光源、１−りの光を直接測定部位に照射し、
測定部位よりの出射光を直接受光紫子で受ける構成とし
てもよく適宜設計変更可能である。
ホトダイオード９６．９□は、それぞれ受光信号処理回
路１０．．１０２に接続されている。受光信号処理回路
１０．には、ホトダイオード９１の光電流を電圧に変換
する充電流電圧変換回路１１、この光電流電圧変［急回
路１１の出力を増幅するアンプＩ２、さらにこのアンプ
１２の出力を対数変換する対数アンプ（対数変換手段）
１３が含まれ°ζいる。対数アンプ１３の出力は、アナ
ログスイッチ１４で切換えられて、バイパスフィルタ（
ＨＴ’Ｆ）１５又は２０に入力される。
路１０．．１０２に接続されている。受光信号処理回路
１０．には、ホトダイオード９１の光電流を電圧に変換
する充電流電圧変換回路１１、この光電流電圧変［急回
路１１の出力を増幅するアンプＩ２、さらにこのアンプ
１２の出力を対数変換する対数アンプ（対数変換手段）
１３が含まれ°ζいる。対数アンプ１３の出力は、アナ
ログスイッチ１４で切換えられて、バイパスフィルタ（
ＨＴ’Ｆ）１５又は２０に入力される。
１（Ｐ Ｆ １５は、遮断周波数０．３１ｆｚで、脈波
成分（動脈の信号成分）を分目１するものであり、その
分離された信号は、アンプ１Ｇで増幅される。−方、Ｉ
ｒＰＦ２０（直流成分除去手段）は、直流成分を除去す
るものであり、！！断周波数は０．００３１［ｚとされ
る。Ｔｆ Ｐ Ｆ ２０よりの信号は、さらにローパス
フィルタＣＬ、ＰＦ：脈波成分除去手段）２１を通り、
脈波成分を除かれて、静脈の信号成分とされ、アンプ２
２で増幅される。
成分（動脈の信号成分）を分目１するものであり、その
分離された信号は、アンプ１Ｇで増幅される。−方、Ｉ
ｒＰＦ２０（直流成分除去手段）は、直流成分を除去す
るものであり、！！断周波数は０．００３１［ｚとされ
る。Ｔｆ Ｐ Ｆ ２０よりの信号は、さらにローパス
フィルタＣＬ、ＰＦ：脈波成分除去手段）２１を通り、
脈波成分を除かれて、静脈の信号成分とされ、アンプ２
２で増幅される。
アンプ１６及び２２の出力は、アナログスイッチ１７で
切換えられて、Ｌｒ’Ｆ１８に入力される。
切換えられて、Ｌｒ’Ｆ１８に入力される。
Ｌ Ｐ Ｆ １ Ｂは、信号中の電源ハムを除くための
ものであり、カフトオフ周波数は１６１ｒｚ程度とされ
る。ＬＰＦｌＢを通った信号は、サンプルホールド（Ｓ
／ＩＩ）回路１９に入力される。Ｓ ／ １１回路１９
の出力、すなわち受光信号処理回路１０＋の出力は、マ
ルチプレクサ（ＭＵＸ）２３に入力される。なお１、受
光信号処理量ｉｉ’３ｔｏ、の構成は、受光信号処理回
路ｌｏｔ と全く同様であり、その出力はやはりＭＵＸ
２３に入力される。
ものであり、カフトオフ周波数は１６１ｒｚ程度とされ
る。ＬＰＦｌＢを通った信号は、サンプルホールド（Ｓ
／ＩＩ）回路１９に入力される。Ｓ ／ １１回路１９
の出力、すなわち受光信号処理回路１０＋の出力は、マ
ルチプレクサ（ＭＵＸ）２３に入力される。なお１、受
光信号処理量ｉｉ’３ｔｏ、の構成は、受光信号処理回
路ｌｏｔ と全く同様であり、その出力はやはりＭＵＸ
２３に入力される。
ＭＵＸ２３には、アナログ／デジタル（Δ／Ｄ）変換器
２４が接続されている。Ａ／Ｄ変換器２４には、さらに
ＣＰＵ２５が接続されている。このＣＩ’Ｕ２５は、受
光イ３号処理回路１０．．１０□よりの信号に基づいて
、動脈及び静脈血中の酸素飽和度を算出する機能、アナ
ログスイッチ１４．１７を連動して切換える機能等を存
している。Ｃｒ’Ｕ２５には、表示部２６が接続されて
おり、算出された酸素飽和度が表示される。
２４が接続されている。Ａ／Ｄ変換器２４には、さらに
ＣＰＵ２５が接続されている。このＣＩ’Ｕ２５は、受
光イ３号処理回路１０．．１０□よりの信号に基づいて
、動脈及び静脈血中の酸素飽和度を算出する機能、アナ
ログスイッチ１４．１７を連動して切換える機能等を存
している。Ｃｒ’Ｕ２５には、表示部２６が接続されて
おり、算出された酸素飽和度が表示される。
一方、カフ４には、圧力センサ２７、電磁弁（減圧手段
）２８、ポンプ（加圧手段）２９が接続されている。圧
力センサ２７は、カフ４内の空気圧（以下カフ圧という
）を検出するものであり、電磁弁２８はカフ４内の空気
を抜き加圧を終了させる。また、ポンプ２９は、カフ４
を加圧する。
）２８、ポンプ（加圧手段）２９が接続されている。圧
力センサ２７は、カフ４内の空気圧（以下カフ圧という
）を検出するものであり、電磁弁２８はカフ４内の空気
を抜き加圧を終了させる。また、ポンプ２９は、カフ４
を加圧する。
電磁弁２８及びポンプ２９は、駆動回路３ｏにより駆動
されるが、この駆動回路３０は、ＣＰＵ２５に制御され
ている。圧力センサ２７は、ＭＵＸ２３にｔＱ 続され
ており、カフ圧がＣＰＵ２５に取り込まれる。
されるが、この駆動回路３０は、ＣＰＵ２５に制御され
ている。圧力センサ２７は、ＭＵＸ２３にｔＱ 続され
ており、カフ圧がＣＰＵ２５に取り込まれる。
次に、ａ１脈血中の酸素飽和度測定について説明する。
この場合には、カフ４による加圧は行わず、対数アンプ
１３の出力がＨＰＦ１５及びアンプ１６を通り、ＬＰＦ
ｌＢに入力されるよう、アナログ５Ｗ１４．１７が切換
えられる。
１３の出力がＨＰＦ１５及びアンプ１６を通り、ＬＰＦ
ｌＢに入力されるよう、アナログ５Ｗ１４．１７が切換
えられる。
ホトダイオード９．の出力は、充電流電圧変換回路１１
で電圧に変換され、アンプ１２で増幅され、対数アンプ
１３で対数変換される。この信号は、ＩＩ Ｐ Ｆ １
５で脈波成分のみが分離され、アンプ１６で増幅される
。さらに、ＬＰＦｌＢでハムを除去されて、Ｓ ／ Ｈ
回路１９でホールドされる。
で電圧に変換され、アンプ１２で増幅され、対数アンプ
１３で対数変換される。この信号は、ＩＩ Ｐ Ｆ １
５で脈波成分のみが分離され、アンプ１６で増幅される
。さらに、ＬＰＦｌＢでハムを除去されて、Ｓ ／ Ｈ
回路１９でホールドされる。
同様に、ホトダイオード９ｚの出力も、受光信号処理回
路１０ｇで処理され、ホールドされている。
路１０ｇで処理され、ホールドされている。
受光信号処理回路１０１．１０□にそれぞれホールドさ
れている、波長λ５、λ２に対する動脈の信号成分は、
ＭＵＸ２３で切換えられて、Ａ／Ｄ変換器２４でそれぞ
れデジタル変換され、ＣＰＵ２５に取り込まれる。ＣＰ
Ｕ２５は、この２つの信号成分の比を取り、周知の演算
を行い動脈血中の酸素飽和度５ａＯｚを算出し、この結
果を表示部２Ｇに表示する。
れている、波長λ５、λ２に対する動脈の信号成分は、
ＭＵＸ２３で切換えられて、Ａ／Ｄ変換器２４でそれぞ
れデジタル変換され、ＣＰＵ２５に取り込まれる。ＣＰ
Ｕ２５は、この２つの信号成分の比を取り、周知の演算
を行い動脈血中の酸素飽和度５ａＯｚを算出し、この結
果を表示部２Ｇに表示する。
一方、静脈血中の酸素飽和度を測定する場合には、対数
アンプ１３の出力が、ＨＰ Ｆ ２０、Ｌｒ’Ｆ２１、
アンプ２２を通って、ＬＰＦｌＢに入力されるようにア
ナログスイッチ１４．１７が切換えられる。そして、Ｃ
ＰＵ２５が、電磁弁２日を閉じ、ポンプ２９を作動さセ
、カフ４の加圧が開始される。ポンプ２９が作動中は、
圧カセンサ２７によりカフ圧がサンプリングされる。カ
フ圧が８０ ｍｍ１１５に達したならば、ポンプ２９が
停止する。
アンプ１３の出力が、ＨＰ Ｆ ２０、Ｌｒ’Ｆ２１、
アンプ２２を通って、ＬＰＦｌＢに入力されるようにア
ナログスイッチ１４．１７が切換えられる。そして、Ｃ
ＰＵ２５が、電磁弁２日を閉じ、ポンプ２９を作動さセ
、カフ４の加圧が開始される。ポンプ２９が作動中は、
圧カセンサ２７によりカフ圧がサンプリングされる。カ
フ圧が８０ ｍｍ１１５に達したならば、ポンプ２９が
停止する。
この８０ ＋ｎ＋＋＋ＩＩｇは、平均的な人間の最低血
圧値であり、この値では、動脈の血流は阻害されないが
、静脈の血流は阻害される。なお、カフ圧は８０關１１
ｇに限定されるものではない。
圧値であり、この値では、動脈の血流は阻害されないが
、静脈の血流は阻害される。なお、カフ圧は８０關１１
ｇに限定されるものではない。
この時、受光信号処理回路１０．の対数アンプ１３の出
力は、第３図に示すようになっている。
力は、第３図に示すようになっている。
動脈及び相識の信号成分は、加圧をしない場合と同様で
あるが、静脈の信号成分は、時間の経過と共に変動して
いく。
あるが、静脈の信号成分は、時間の経過と共に変動して
いく。
対数アンプ１３の出力は、Ｈｒ’Ｆ２０で直流成分を除
かれ、さらにＬＰＦ２１で脈波成分が除かれて、静脈の
信号成分のみが分離される。この静脈の信号成分は、ア
ンプ２２で増幅されると共に、ＬＩ’Ｆ １ Ｂでハム
を除かれ、Ｓ／Ｈ回路１９でホールドされる。なお、ア
ンプ２２の出力の変化を第２図に示す、受光信号処理回
路ｌＯ□でも、波長λ２に対する静脈の信号成分が分離
され、ホールドされている。
かれ、さらにＬＰＦ２１で脈波成分が除かれて、静脈の
信号成分のみが分離される。この静脈の信号成分は、ア
ンプ２２で増幅されると共に、ＬＩ’Ｆ １ Ｂでハム
を除かれ、Ｓ／Ｈ回路１９でホールドされる。なお、ア
ンプ２２の出力の変化を第２図に示す、受光信号処理回
路ｌＯ□でも、波長λ２に対する静脈の信号成分が分離
され、ホールドされている。
Ｃｒ’Ｕ２５は、λ１、λ２に対する静脈のは号成分を
順次取込み、その比を算出し、動虚血の場合と同様、静
脈血中の酸素飽和度Ｓｖ○２を演算する。このＳｖＯ□
は、表示部２６に表示される。信号成分の値が、所定の
値（例えば１．５Ｖ）を下回った時に、ＣＰＵ２５が電
磁弁２８を開放し、加圧を終了する。
順次取込み、その比を算出し、動虚血の場合と同様、静
脈血中の酸素飽和度Ｓｖ○２を演算する。このＳｖＯ□
は、表示部２６に表示される。信号成分の値が、所定の
値（例えば１．５Ｖ）を下回った時に、ＣＰＵ２５が電
磁弁２８を開放し、加圧を終了する。
なお、静脈の信号成分を分離する手段は、ＩＩ ＰＦ、
Ｔ、、ＰＦに限定されるものではなく、例えば加圧前の
受光信号と、加圧中の受光信号を、それぞれ対数変換し
て差をとり、静脈の信号成分を分離する構成としてもよ
い。
Ｔ、、ＰＦに限定されるものではなく、例えば加圧前の
受光信号と、加圧中の受光信号を、それぞれ対数変換し
て差をとり、静脈の信号成分を分離する構成としてもよ
い。
また、上記実施例では、受光信号を対数アンプ１３で対
数変換し、）［Ｐ Ｆ ２０、Ｌｒ’Ｆ２１で静脈の信
号成分を分離する構成としているが、受光信号を直ちに
デジタル化してＣｒ ｔＪに取り込み、ＣＰＵ内で対数
変換演算及びデジタルフィルタリング処理を行う構成と
してもよく、適宜変更可能である。
数変換し、）［Ｐ Ｆ ２０、Ｌｒ’Ｆ２１で静脈の信
号成分を分離する構成としているが、受光信号を直ちに
デジタル化してＣｒ ｔＪに取り込み、ＣＰＵ内で対数
変換演算及びデジタルフィルタリング処理を行う構成と
してもよく、適宜変更可能である。
（ト）発明の詳細
な説明したように、この発明の非観血式ｆｕｒｌ巾色素
測定装置は、生体の測定部位より体幹側に装着されるカ
フと、このカフを最低血圧値前後まで加圧する加圧手段
と、前記加圧されたカフの圧力を汐、■圧する減圧手段
とを備え、前記信号成分分顛手段は、直流成分除去手段
と脈波成分除去手段とよりなり、この信号成分分に１手
段が、前記カフの加圧中に前記各波長について、変動す
る信号成分を対数変ＩＱされた受光信号よりそれぞれ分
離するものであるから、静脈血の血中色素測定を行える
利点を有している。
測定装置は、生体の測定部位より体幹側に装着されるカ
フと、このカフを最低血圧値前後まで加圧する加圧手段
と、前記加圧されたカフの圧力を汐、■圧する減圧手段
とを備え、前記信号成分分顛手段は、直流成分除去手段
と脈波成分除去手段とよりなり、この信号成分分に１手
段が、前記カフの加圧中に前記各波長について、変動す
る信号成分を対数変ＩＱされた受光信号よりそれぞれ分
離するものであるから、静脈血の血中色素測定を行える
利点を有している。
第１図は、この発明の一実施例に係る酸素飽和度測定装
置の構成を説明するブロック図、第２図は、同酸素飽和
度測定装置での静脈の信号成分の変化を示す図、第３図
は、同酸素飽和度測定装置で対数変換された受光信号を
示す図、第４図は、カフで圧迫された指の状態を説明す
る図、第５図は、従来の酸素飽和度測定装置の構成を説
明するブロック図、第６図は、同従来の酸素飽和度測定
装置で対数変換された受光信号を示す図である。 ４：カフ、 ５：ハロゲンランプ、９、 ・９□
：ホトダイオード、 １３：対数アンプ、 １５・２０：バイパスフィルタ、 ２１：ローパスフィルタ、２５：ＣＰＵ、２８：電磁弁
、 ２９：ポンプ。 特許出願人 立石電椴株式会６゜代理人 弁
理士 中 村 茂 信 第２図 １．０ ２．０ ３．０ ｔ（ＳｅＣ） 第３図
置の構成を説明するブロック図、第２図は、同酸素飽和
度測定装置での静脈の信号成分の変化を示す図、第３図
は、同酸素飽和度測定装置で対数変換された受光信号を
示す図、第４図は、カフで圧迫された指の状態を説明す
る図、第５図は、従来の酸素飽和度測定装置の構成を説
明するブロック図、第６図は、同従来の酸素飽和度測定
装置で対数変換された受光信号を示す図である。 ４：カフ、 ５：ハロゲンランプ、９、 ・９□
：ホトダイオード、 １３：対数アンプ、 １５・２０：バイパスフィルタ、 ２１：ローパスフィルタ、２５：ＣＰＵ、２８：電磁弁
、 ２９：ポンプ。 特許出願人 立石電椴株式会６゜代理人 弁
理士 中 村 茂 信 第２図 １．０ ２．０ ３．０ ｔ（ＳｅＣ） 第３図
Claims (1)
- （１）生体測定部位に光を照射する１又は２以上の光源
と、測定部位よりの出射光を検出する１又は２以上の受
光素子と、この受光素子で得られた異なる２以上の波長
についての受光信号をそれぞれ対数変換する対数変換手
段と、この対数変換手段の前記各波長についての出力信
号より変動する信号成分をそれぞれ分離する信号成分分
離手段と、これら信号成分に基づいて血中色素特性値を
算出する特性値算出手段とを備えてなる非観血式血中色
素測定装置において、 前記生体の測定部位より体幹側に装着されるカフと、こ
のカフを最低血圧値前後まで加圧する加圧手段と、前記
加圧されたカフの圧力を減圧する減圧手段とを備え、前
記信号成分分離手段は、直流成分除去手段と脈波成分除
去手段とよりなり、この信号成分分離手段が、前記カフ
の加圧中に前記各波長について、変動する信号成分を対
数変換された受光信号より、それぞれ分離することを特
徴とする非観血式血中色素測定装置。
Priority Applications (2)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| JP87306481A JPH01146526A (ja) | 1987-12-03 | 1987-12-03 | 非観血式血中色素測定装置 |
| US07/278,494 US4927264A (en) | 1987-12-02 | 1988-12-01 | Non-invasive measuring method and apparatus of blood constituents |
Applications Claiming Priority (1)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| JP87306481A JPH01146526A (ja) | 1987-12-03 | 1987-12-03 | 非観血式血中色素測定装置 |
Publications (1)
| Publication Number | Publication Date |
|---|---|
| JPH01146526A true JPH01146526A (ja) | 1989-06-08 |
Family
ID=17957537
Family Applications (1)
| Application Number | Title | Priority Date | Filing Date |
|---|---|---|---|
| JP87306481A Pending JPH01146526A (ja) | 1987-12-02 | 1987-12-03 | 非観血式血中色素測定装置 |
Country Status (1)
| Country | Link |
|---|---|
| JP (1) | JPH01146526A (ja) |
Cited By (2)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| JP2009125402A (ja) * | 2007-11-27 | 2009-06-11 | Spectratech Inc | 生体情報計測装置 |
| US7822451B2 (en) | 2005-07-28 | 2010-10-26 | Samsung Electronics Co., Ltd. | Apparatus of measuring glucose concentration by using optical coherence tomography and method of operating the apparatus |
-
1987
- 1987-12-03 JP JP87306481A patent/JPH01146526A/ja active Pending
Cited By (2)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| US7822451B2 (en) | 2005-07-28 | 2010-10-26 | Samsung Electronics Co., Ltd. | Apparatus of measuring glucose concentration by using optical coherence tomography and method of operating the apparatus |
| JP2009125402A (ja) * | 2007-11-27 | 2009-06-11 | Spectratech Inc | 生体情報計測装置 |
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