JPH0295259A - 酸素飽和度測定装置 - Google Patents

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。

Description

【発明の詳細な説明】 （産業上の利用分野） 本発明は生体組織の血液中ヘモグロビンの酸素飽和度を
測定する方法に関し、詳しくは近赤外領域の特定波長光
を用いて生体血中のヘモグロビンの酸素飽和度を直接測
定する方法に関するものである。

（従来の技術） ヘモグロビンの酸素飽和度を測定する方法としては、Ｗ
ｉ血的な方法と非観血的な方法がある。

観血的な方法は採血を必要とするため、連続的にモニタ
するには適さず、また、測定対象によっては採血ができ
ない。

非観血的な方法としてよく用いられるのは、経皮酸素電
極を用いる方法と、パルスオキシメータを用いる方法で
ある。

（発明が解決しようとする課題） 経皮酸素電極を用いる方法は皮膚表面の酸素濃度を測定
するため、応答が遅く、また、末梢循環不全の場合には
使用できない問題がある。

パルスオキシメータを用いる方法は、血圧が低下した場
合や、脈波の検知できない組織では使用できない問題が
ある。

本発明は、上記の問題点を解決し、生体主要組織におけ
る血液中のヘモグロビンの酸素飽和度を光学的手法を用
いて、直接、かつ、無侵襲に測定することのできる方法
を提供することを目的とするものである。

（課題を解決するための手段） 本発明の方法では、チトクロムａａ３の酸化還元状態変
化に伴うスペクトル変動がヘモグロビンの酸素化−脱酸
素化に伴うスペクトル変動に比べ無視し得る実質的にヘ
モグロビンによる吸光ｆｆｉ変化のみが生ずる波長領域
において異なる特定の３波長λ１．λ２及びλ、を選択
し、これらの波長光を生体組織に直接照射し、生体組織
の血液の酸素飽和度を変えることなく血液量を変動させ
たときの各波長についての吸光度変化ΔＡ１．ΔＡ２及
びΔＡ、を測定し、これらの吸光度変化ΔＡ工。

ΔＡ２及びΔＡ、と、予め前記特定波長によって得られ
た吸光係数に１、　ｋｌ、　ｋｌ、　ｋｌ、　ｋｌに、
′とに基づいて、前記照射光路中の酸素化型ヘモグロビ
ン量変動Δ（Ｈｂ　Ｏ，）及び全ヘモグロビン量変動Δ
（ＴＨｂ）をそれぞれ Δ（ｌＩｂＯＺ）＝（（ｋｌ−に：）ＡＡｔ−（ｋｔ−
に二）ΔＡ２＋（ｋニーにりΔＡ３）／Ｋ・−・−・（
１）Δ〔ＴＨｂ〕＝ （（ｋニーにニーに２＋に、）ΔＡ、＋（ｋ□−ｋａ−
ｋｘ＋に；）ΔＡ２＋（ｋ；−に；−に、÷に２）ΔＡ
３）／Ｋ・・・・・・（２）として算出し、その比Δ（
ｏｂｏ２）／Δ［ＴＨｂｌを算出することによって血液
中ヘモグロビンの酸素飽和度を求める。ただし、ｋ工ｌ
　ｋ２＃　ｋｌはそれぞれ波長λ０．λ２．λ、におけ
る酸素化型ヘモグロビンの吸光係数、に□　ｔ　ｋｌ　
　＃　ｋ３′はそれぞれ波長λ０．λ２．λ３における
脱酸素化型ヘモグロビンの吸光係数、 Ｋ　＝　（ｋ、−に３）（ｋニーに、’）−（ｋ、−に
、）（ｋニーに；）である。

チトクロムａａ３の酸化還元状態変化に伴うスペクトル
変動がヘモグロビンの酸素化−脱酸素化に伴うスペクト
ル変動に比べ無視し得る実質的にヘモグロビンによる吸
光度変化のみが生ずる波長領域は例えば７００ｎｍ以上
の長波長領域である。

特定の３波長は得られる吸光度の差が大きく、かつ、散
乱などの波長依存性の少ない組み合わせが好ましい。

測定系には３波長の光を生体組織に直接照射するために
、それぞれの波長のレーザダイオードを備えて順次発振
させたり、分光光度計によって特定の３波長を選択して
使用することができる。また、光源から検出器までの測
定光路には測定対象である生体部位に直接光照射できる
ように、例えば光ファイバ束などを用いることができる
。

生体組織の血液の酸素飽和度を変えることなく血液量を
変動させるには１例えば測定対象が指もしくは腕であれ
ばそれらを上下動させ、また、例えば測定対象が頭部で
あれば頭部を起こしたり寝かせたりすればよい。

（作用） ′□本発明の方法は、ヘモグロビン量の変動と吸光度変
化との間にランベルト−ベールの法則が成立する生理範
囲内で用いられる。すなわち、生体組織への特定波長λ
０．λ２．λ３による照射光路（光路長ｄ）中での酸素
化型ヘモグロビン（ＨｂＯ２）量変動をΔ（Ｈｂ　Ｏ２
）、脱酸素化型ヘモグロビン（Ｈｂ）量変動をΔ（Ｈｂ
）、全ヘモグロビン（ＴＨｂ）量変動をΔ（ＴＨｂ）と
し、波長λ１．λ２．λ。

における酸素化型ヘモグロビンのｉｎ　ｖｉｖｏにおけ
る吸光係数をそれぞれに１．　ｋ、、　ｋ、、波長λ□
。

λ２．λ３における脱酸素化型ヘモグロビンの１ｎｖｉ
ｖｏにおける吸光係数をそれぞれにエ　ｌ　ｋｌに３′
とすると、各波長λ０．λ２．λ３における経時吸光度
変化量ΔＡ１．ΔＡ２．ΔＡ３はΔＡ１＝に１Δ（Ｈｂ
Ｏ２）　＋　ｋｌ’Δ（Ｉ（ｂ）＋ΔＳ工・・・・・・
（３）ΔＡ２＝に２Δ〔ＨｂＯ２〕十に：Δ［Ｈｂ］＋
ΔＳ２・・・・・・（４）ΔＡ、＝に、Δ（ｕｂｏ２）
　＋　ｋ：Δ（ｌｌｂｌ＋ΔＳ、・・・・・・（５）と
して表わされる直線関係が成立する。ここで。

ΔＳ工、ΔＳ　Ｚ　＋ΔＳ３はそれぞれ波長λ０．λ２
゜λ、における散乱光強度変化分である。

波長λ０．λ２．λ３を互いに比較的近い値に設定すれ
ば、ΔＳ、＝ΔＳ２＝ΔＳ＝ΔＳと近似することができ
る。その結果、各変動量Δ（ＨｂＯｚ）。

Δ（ＴＨｂ）は（１）、（２）式により算出することが
できる。脱酸素化型ヘモグロビン量変動Δ（Ｈｂ）＝ （−（ｋ２−に３）Δ＾１＋（ｋ□−に３）ΔＡ、　−
（ｋ□−ｋｚ）Δ＾、）／にであり、Δ（ＴＩ（ｂ）＝
Ａ（ＨｂＯ，）＋Ａ（Ｈｂ）である。

腕を上下動させたり、頭部を起伏させることによっては
酸素飽和度ＳＯ□は変化しないと考えられるので、その
ような状態の変化の前後におけるΔ（ＴＨｂ）、Δ［Ｈ
ｂ　Ｏ２］から ５ｏ２＝Ａ（ＨｂＯ，）／Δ（ＴＨｂ）ｘｌＯＯ（％）
として酸素飽和度を求めることができる。

（実施例） 第１図は本発明が実施される測定装置の一例を表わす。

２−１〜２−３はそれぞれ特定の波長λ１．λ２゜λ３
のレーザ光を発振するレーザダイオードであり、それぞ
れの出力は例えば３０ｍＷである０発振波長（λ□、λ
２．λ、）は７００ｎｍ以上に設定することが好ましく
、その組合わせは例え′ば（７８０ｎｍ、８０５ｎｍ、
８３０ｎｍ）、（７００ｎｍ、７３０ｎｍ、７５０ｎｍ
）であるが、これらの波長に限定されず、任意に設定す
ることができる。レーザダイオード２−１〜２−３は駆
動回路４によって順次切り替えて発振させられる。

駆動回路４はＣＰＵ６によって制御される。８は測定対
象としての生体組織であり、レーザダイオード２−１〜
２−３からのレーザビームが照射用光ガイド１０によっ
て生体組織８に導かれる。光ガイド１０は例えば直径５
ｍｍの光ファイバ束である。１２は検出器である光電子
増倍管であり、生体組織８による透過光又は反射光が検
出用光ガイド１４によって光電子増倍管１２に導かれる
。

光ガイド１４も例えば直径が５ｍｍの光ファイバ束であ
る。

１６は光電子増倍ｖ１２の出力信号を増幅するプリアン
プ、１８は増幅された信号をサンプルホールドするサン
プルホールド回路、２０はサンプルホールド回路１８の
出力信号を増幅する増幅器。

２２は増幅された信号電圧を周波数に変換するＶ／Ｆ変
換器であり、Ｖ／Ｆ変換器２２の出力信号がＣＰＵ６に
入力されてカウントされる。

ＣＰＵ６はレーザダイオード２−１〜２−３の発振を制
御するとともに、各波長λ□、λ２．λ３でのデータを
取り込み、経時吸光度変化量ΔＡ工。

ΔＡ２．ΔＡ、を算出する。その算出した経時吸光度変
化量ΔＡ８．ΔＡ２．ΔＡ、と予め測定されて設定され
た吸光係数ｋＬ、　ｋ、、　ｋ、、　ｋｌに２ｔｋ３′
とから酸素化型ヘモグロビン量変動Δ（Ｈｂ　Ｏ，）及
び全ヘモグロビン量変動Δ（ＴＨｂ）を算出し、さらに
酸素飽和度５０２＝ Δ〔Ｈｂ０２）／１ＴＨｂ）Ｘ１００　（％）を算出す
る。

ＣＰＵ６は第２図に示されるような機能を果たしている
。２６は吸光度変化量算出部であり、透過光又は反射光
の強度を入力し、ダーク補正をした後、対数値に変換し
、異なる時間における特定の３波長での吸光度変化量Δ
Ａ工、ΔＡ２．ΔＡ。

を算出する。２８は予め測定された吸光係数に□。

ｋ２．　ｋ、、　ｋよ’、に２．に３’が設定される吸
光係数設定部、３０は吸光度変化量算出部２６からの吸
光度変化量ΔＡ□、ΔＡｍ、ΔＡ３と吸光係数設定部２
８からの吸光係数に□ｌ　１ｃｚｔ　ｋ３１に□　＋　
ｋ２　　ｐ　ｋ３′とから酸素化型ヘモグロビン量変動
Δ（Ｈｂ　Ｏ２）及び全ヘモグロビン量変動Δ（ＴＨｂ
）を算出し、さらに酸素飽和度ＳＯ□＝Δ（Ｈｂ　Ｏ，
）／Δ（ＴＨｂ）Ｘ１０ｏ　（％）を算出する演算部で
ある。

測定系２４は第１図で鎖線で囲まれた部分に該当する。

第１図においてＣＰＵ６には入出力部３２を介して、こ
の装置を操作したり吸光係数を入力するためのキーボー
ド３４．測定値などを表示する液晶デイスプレィ３６、
測定結果を出力するレコーダ３８、異常を知らせる警報
装置４０などが接続されている。

次に、本実施例の動作について説明する。

第３図はＣＰＵ６が測定値を取り込み、ダーク補正をす
るまでのタイムチャートである。Ａ、Ｂ。

Ｃはそれぞれ波長λ１．λ２．λ、のレーザダイオード
２−１〜２−３の駆動パルス、Ｄは積分パルス、Ｅはサ
ンプリングパルス、Ｆはリセットパルス、Ｇは光電子増
倍管１２の出力信号、Ｈは波長λ、のチャネルのサンプ
ルホールド前の出力信号である。他のチャネルについて
も同様の出力信号Ｈが得られる。Ｓλ１は信号レベル、
Ｄλ□はダークレベルである。ＩはＳλ□−Ｄλ１であ
り、これによって真の信号レベルを得ることができる。

この操作を血液量を変化させる動作の前後の状態１例え
ば腕を上げた状態と下げた状態などでそれぞれ行なって
、Δ（Ｈｂ　０２）、Δ（ＴＨｂ）を算出し、ＳＯ□を
算出する。

第４図のフローチャートにしたがって動作を説明する。

レーザダイオード２−１〜２−３をオフにするなど、測
定装置の初期設定を行ない（ステップＳ１）、光電子増
倍４ｒｆ１２の負高圧値や出力パラメータなどの条件設
定を行なう（ステップＳ２）。

試料をセットする。

ダークレベルを検出するために、レーザダイオード２−
１〜２−３がオフの状態で各波長λ、。

λ２．λ、のチャネルについて所定の時間だけ検出値を
積分する（ステップ８３〜８６）。これらの積分値Ｄλ
０．Ｄλ２．Ｄλ３をダークレベルのデータとして読み
込み、記憶する（ステップＳ７）。

これらのダークレベルＤλ４．Ｄλ２．Ｄλ３が設定値
よりも小さければ、信号レベルの測定に移行し、大きけ
ればアラームを点灯してダークレベルの測定から繰り返
す（ステップＳ８．Ｓ９）。

信号の検出においては、レーザダイオード２−１〜２−
３をオンにして各波長λ１．λ２．λ、のチャネルにつ
いて所定の時間だけ検出値を積分する（ステップ８１０
〜５１３）。これらの積分値Ｓλ□、Ｓλ２１　Ｓλ、
を信号データとして読み込み、記憶する（ステップ５１
４）。これらの信号Ｄλ１．Ｄλ２．Ｄλ３が設定範囲
になければ、アラームを点灯し、ステップＳ２に戻って
負高圧値を変更してダークレベルから測定を緑り返す（
ステップ８１５．Ｓ１６．Ｓ１７，５１８）。

信号Ｄλ２．Ｄλ２．Ｄλ、が設定範囲にあれば真の信
号レベルを出すために、Ｓλ□−Ｄλ１゜Ｓλ２−Ｄλ
Ｚｔ　Ｓλ、−Ｄλ、を算出する（ステップ５１９）。

算出された値を対数値に変換しくステップ５２０）、デ
ータとして記憶しておく（ステップ５２１）。

血液量を変化させるように試料の状態を変化させた後、
ステップＳ３以降の動作を繰り返す。

その後、（１）、（２）式により酸素化型ヘモグロビン
量変動Δ〔Ｈｂ０２〕及び全ヘモグロビン量変動Δ（Ｔ
Ｈｂ）を算出し、酸素飽和度Ｓ０２を算出する（ステッ
プ５２２）。算出された値が妥当なものであれば、出力
しくステップＳ２３，５２５）、妥当でなければアラー
ムを点灯し、ステップＳ２に戻ってダークレベルの測定
から繰り返す（ステップＳ２３，５２４）。

（３）〜（５）式における散乱光強度によるバックグラ
ウンド補正項ΔＳ□、ΔＳ　２　ｒΔＳ、に波長依存の
係数をかけてａΔＳ□、ｂΔＳ２．ｃΔＳ。

とすれば、さらに精度がよくなる。

実施例ではＣＰＵ６がヘモグロビン量変動、酸素飽和度
の演算だけでなく、ダークレベル補正、対数変換も行な
っているが１例えば対数変換器を用いて対数変換したデ
ータをＣＰＵに取り込んで演算するようにしてもよい。

また、３波長を選択するために３種類のレーザダイオー
ドを用いているが、分光光度計を用いて３波長のデータ
を得るようにしてもよい。

本発明では３波長で測定を行なっているが、４波長以上
を用いてヘモグロビン６量の変動Δ〔Ｈｂ　ｏ、）、Δ
（ＴＨｂ）を測定し、酸素飽和度Ｓ○２を算出すればさ
らに精度を上げることができる。

（発明の効果） 本発明によれば、生体の目的とする組織における血液中
のヘモグロビンの酸素飽和度を直接測定することができ
る。使用する光が近赤外光であるので、安全であり、長
時間使用することができる。

また、従来のパルスオキシメータを使用した方法では、
動脈成分しか測定することができないが。

本発明の測定結果は主として静脈成分を反映するので１
組織の酸素代謝に関する情報を得ることができる。

【図面の簡単な説明】

第１図は本発明が実施される装置の一例を示すブロック
図、第２図は同装置におけるＣＰＵの機能を示すブロッ
ク図、第３図は同装置の検出動作を示すタイムチャート
、第４図は同装置の動作を示すフローチャートである。 ２４・・・・・・測定系、２６・・・・・吸光度変化量
算出部、２８・・・・・吸光係数設定部、３０・・・・
・・演算部。 特許出願人　株式会社島津製作所

Claims (1)

【特許請求の範囲】
1. （１）チトクロムａａ＿３の酸化還元状態変化に伴うス
   ペクトル変動がヘモグロビンの酸素化−脱酸素化に伴う
   スペクトル変動に比べ無視し得る実質的にヘモグロビン
   による吸光度変化のみが生ずる波長領域において異なる
   特定の３波長λ＿１、λ＿２及びλ＿３を選択し、これ
   らの波長光を生体組織に直接照射し、生体組織の血液の
   酸素飽和度を変えることなく血液量を変動させたときの
   各波長についての吸光度変化ΔＡ＿１、ΔＡ＿２及びΔ
   Ａ＿３を測定し、これらの吸光度変化ΔＡ＿１、ΔＡ＿
   ２及びΔＡ＿３と、予め前記特定波長によって得られた
   吸光係数ｋ＿１、ｋ＿２、ｋ＿３、ｋ＿１′、ｋ＿２′
   、ｋ＿３′とに基づいて、前記照射光路中の酸素化型ヘ
   モグロビン量変動Δ〔ＨｂＯ＿２〕及び全ヘモグロビン
   量変動Δ〔ＴＨｂ〕をそれぞれ Δ〔ＨｂＯ＿２〕＝｛（ｋ＿２′−ｋ＿３′）ΔＡ＿１
   −（ｋ＿１′−ｋ＿３′）ΔＡ＿２＋（ｋ＿１′−ｋ＿
   ２′）ΔＡ＿３｝／ＫΔ〔ＴＨｂ〕＝ ｛（ｋ＿２′−ｋ＿３′−ｋ＿２＋ｋ＿３）ΔＡ＿１＋
   （ｋ＿１−ｋ＿３−ｋ＿１′＋ｋ＿３′）ΔＡ＿２＋（
   ｋ＿１′−ｋ＿２′−ｋ＿１＋ｋ＿２）ΔＡ＿３｝／Ｋ
   として算出し、その比Δ〔ＨｂＯ＿２〕／Δ〔ＴＨｂ〕
   を算出することによって血液中ヘモグロビンの酸素飽和
   度を求める酸素飽和度測定方法。 ただし、ｋ＿１、ｋ＿２、ｋ＿３はそれぞれ波長λ＿１
   、λ＿２、λ＿３における酸素化型ヘモグロビンの吸光
   係数、ｋ＿１′、ｋ＿２′、ｋ＿３′はそれぞれ波長λ
   ＿１、λ＿２、λ＿３における脱酸素化型ヘモグロビン
   の吸光係数、Ｋ＝（ｋ＿１−ｋ＿３）（ｋ＿２′−ｋ＿
   ３′）−（ｋ＿２−ｋ＿３）（ｋ＿１′−ｋ＿３′）で
   ある。