JPH03136637A - 非観血式血中成分濃度測定装置 - Google Patents
非観血式血中成分濃度測定装置Info
- Publication number
- JPH03136637A JPH03136637A JP1274888A JP27488889A JPH03136637A JP H03136637 A JPH03136637 A JP H03136637A JP 1274888 A JP1274888 A JP 1274888A JP 27488889 A JP27488889 A JP 27488889A JP H03136637 A JPH03136637 A JP H03136637A
- Authority
- JP
- Japan
- Prior art keywords
- light
- attenuation
- blood
- pulsation
- different wavelengths
- Prior art date
- Legal status (The legal status 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 status listed.)
- Granted
Links
Classifications
-
- Y—GENERAL TAGGING OF NEW TECHNOLOGICAL DEVELOPMENTS; GENERAL TAGGING OF CROSS-SECTIONAL TECHNOLOGIES SPANNING OVER SEVERAL SECTIONS OF THE IPC; TECHNICAL SUBJECTS COVERED BY FORMER USPC CROSS-REFERENCE ART COLLECTIONS [XRACs] AND DIGESTS
- Y02—TECHNOLOGIES OR APPLICATIONS FOR MITIGATION OR ADAPTATION AGAINST CLIMATE CHANGE
- Y02E—REDUCTION OF GREENHOUSE GAS [GHG] EMISSIONS, RELATED TO ENERGY GENERATION, TRANSMISSION OR DISTRIBUTION
- Y02E60/00—Enabling technologies; Technologies with a potential or indirect contribution to GHG emissions mitigation
- Y02E60/30—Hydrogen technology
- Y02E60/50—Fuel cells
Landscapes
- Measurement Of The Respiration, Hearing Ability, Form, And Blood Characteristics Of Living Organisms (AREA)
- Measuring And Recording Apparatus For Diagnosis (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】
［発明の目的］
（産業上の利用分野）
本発明は、医学や医療の分野において、動脈血の酸素飽
和度の測定や、血液中の色素インドシアニングリンなど
光吸収性物質の相対濃度を測定のための非観血２大皿中
成分濃度測定装置に関し、特に血液以外の純組織の脈動
による影響を受けずに血中成分の濃度を高精度に測定す
ることができる非観血式血中成分濃度測定装置に関する
。
和度の測定や、血液中の色素インドシアニングリンなど
光吸収性物質の相対濃度を測定のための非観血２大皿中
成分濃度測定装置に関し、特に血液以外の純組織の脈動
による影響を受けずに血中成分の濃度を高精度に測定す
ることができる非観血式血中成分濃度測定装置に関する
。
（従来の技術）
従来の非観血式血中成分濃度測定装置は、生体組織に異
なる複数個の波長の光を入射させたときに、これら入射
光の生体組織中における減光度の脈動変動分の比または
差を求め、この結果から血中成分の濃度を非観血式に測
定するものである。
なる複数個の波長の光を入射させたときに、これら入射
光の生体組織中における減光度の脈動変動分の比または
差を求め、この結果から血中成分の濃度を非観血式に測
定するものである。
この種の装置としては、本発明者等が先に提案した特公
昭５３−２６４３７号や特願昭６１−２５７６６８号に
示されるものなど種々のものが従来から知られている。
昭５３−２６４３７号や特願昭６１−２５７６６８号に
示されるものなど種々のものが従来から知られている。
この種の装置を血液の酸素飽和度の測定に応用したもの
は、パルスオキシメータとして広く知られている。ここ
で、酸素飽和度は酸化ヘモグロビンと還元ヘモグロビン
の和に対する酸化ヘモグロビンの濃度比である。
は、パルスオキシメータとして広く知られている。ここ
で、酸素飽和度は酸化ヘモグロビンと還元ヘモグロビン
の和に対する酸化ヘモグロビンの濃度比である。
非観血式血中成分濃度測定装置の原理については、上述
した公報にも詳しく述べられているが、酸素飽和度を測
定する場合を例に取り、以下簡単に説明する。
した公報にも詳しく述べられているが、酸素飽和度を測
定する場合を例に取り、以下簡単に説明する。
第５図に示すように、生体組織Ｒを血液層Ｒ１と血液を
除いた組織（以下、純組織と呼ぶ）の層Ｒ２との２つに
模式的に分け、血液層Ｒ１の厚みが脈動し純組織層Ｒ２
の厚みは一定であるとする。
除いた組織（以下、純組織と呼ぶ）の層Ｒ２との２つに
模式的に分け、血液層Ｒ１の厚みが脈動し純組織層Ｒ２
の厚みは一定であるとする。
この生体組織Ｒに光を照射したとき、入射光量ＩＯは、
生体組織Ｒによって減光し、生体組織Ｒを透過する透過
光量は工となる。また、脈動により血液層Ｒ１の厚みが
ΔＤｂだけ増加したときの透過光量は（■−ΔＩ）に減
少する。このとき、血液層Ｒ１の厚みの変化分ΔＤｂに
おける減光度ΔＡは、つぎのように書ける。
生体組織Ｒによって減光し、生体組織Ｒを透過する透過
光量は工となる。また、脈動により血液層Ｒ１の厚みが
ΔＤｂだけ増加したときの透過光量は（■−ΔＩ）に減
少する。このとき、血液層Ｒ１の厚みの変化分ΔＤｂに
おける減光度ΔＡは、つぎのように書ける。
ΔＡ＝ｌＯＱ ［Ｉ／（Ｉ−ΔＩ）］また、透過光量
の対数の脈動分をΔｌｏｇ Ｉとすれば減光度ΔＡはつ
ぎのように書ける。
の対数の脈動分をΔｌｏｇ Ｉとすれば減光度ΔＡはつ
ぎのように書ける。
ΔＡ＝Δｌｏｇ Ｉ
また、相異なる２つの波長λ１．λ２の光を生体組１ｔ
ＩＲに入射させたとき、各波長λ１．λ２における脈動
分の減光度ΔＡ１．ΔＡ２の比Φは、近似的につぎの式
で示されることが、理論および実験によって確認されて
いる。
ＩＲに入射させたとき、各波長λ１．λ２における脈動
分の減光度ΔＡ１．ΔＡ２の比Φは、近似的につぎの式
で示されることが、理論および実験によって確認されて
いる。
Φ＝八へ ／ＡＡ ＝ ２ Ｅ２＋Ｆ２ ／１
ａｌＴｌ下行口 ・・・・・・（１〉ここで
、Ｅ・はヘモグロビンの吸光係数、Ｆは血液における散
乱係数、ｉ＝１．２は光波長λ１．λ２を示すものとす
る。
、Ｅ・はヘモグロビンの吸光係数、Ｆは血液における散
乱係数、ｉ＝１．２は光波長λ１．λ２を示すものとす
る。
また、血液中の光吸収物置が、血球中の酸化ヘモグロビ
ンと還元ヘモグロビンとのみであるとするとヘモグロビ
ンの吸光係数は次の式で示される。
ンと還元ヘモグロビンとのみであるとするとヘモグロビ
ンの吸光係数は次の式で示される。
Ｅ・＝ＳＥ・＋（１−３）Ｅ・ ・・・・・・（２）
＋ ０１ １’ま
ただし、Ｓは酸素飽和度、Ｅｏｉ、Ｅｒｉはそれぞれ酸
化ヘモグロビン、還元ヘモグロビン吸光係数である。
＋ ０１ １’ま
ただし、Ｓは酸素飽和度、Ｅｏｉ、Ｅｒｉはそれぞれ酸
化ヘモグロビン、還元ヘモグロビン吸光係数である。
ここで、波長λ１を８０５ ｎｍに選び、波長λ２を６
６０ ｎｍに選ぶと、 Ｅｏ１＝Ｅ、１＝Ｅ１ である。また、 Ｆ１＝Ｆ２＝Ｆ であることがわかっている。したがって、（１）式はつ
ぎのように書き表わすことができる。
６０ ｎｍに選ぶと、 Ｅｏ１＝Ｅ、１＝Ｅ１ である。また、 Ｆ１＝Ｆ２＝Ｆ であることがわかっている。したがって、（１）式はつ
ぎのように書き表わすことができる。
Φ＝ΔＡ２／ΔＡ１
・・・・・・（３）
この（３）式で、Ｅｌ、Ｅｏ２、Ｅｒ２、Ｆは既知の値
であるから、Φ＝ΔＡ２／ΔＡ１を実測して（３）式に
代入して、これをＳについて解けば、酸素飽和度Ｓを求
めることができる。
であるから、Φ＝ΔＡ２／ΔＡ１を実測して（３）式に
代入して、これをＳについて解けば、酸素飽和度Ｓを求
めることができる。
つぎに、従来の血中成分濃度測定装置の構成を第６図に
基づき説明する。
基づき説明する。
この図で、波長λ１の光を発する発光ダイオード３１と
波長λ２の光を発する発光ダイオード３２とは、オシレ
ータ（Ｏ８Ｃ）３３の出力を受けて交互に点灯し、これ
ら発光ダイオード３１．３２の光（入射光量はそれぞれ
ＩＯｌ 、ＩＯ２＞が耳朶などの生体組織Ｒに入射され
る。
波長λ２の光を発する発光ダイオード３２とは、オシレ
ータ（Ｏ８Ｃ）３３の出力を受けて交互に点灯し、これ
ら発光ダイオード３１．３２の光（入射光量はそれぞれ
ＩＯｌ 、ＩＯ２＞が耳朶などの生体組織Ｒに入射され
る。
生体組織Ｒに入射した光は、生体組織Ｒ中の純組織や血
中成分によって吸収、散乱されて減光し、生体組織Ｒを
通過したその透過光がフォトダイオード３４によって受
光される。フォトダイオード３４の受光出力は、増幅器
３５で増幅され、対数変換器３６に供給される。
中成分によって吸収、散乱されて減光し、生体組織Ｒを
通過したその透過光がフォトダイオード３４によって受
光される。フォトダイオード３４の受光出力は、増幅器
３５で増幅され、対数変換器３６に供給される。
この対数変換器（ＬＯＧ＞３６では、入力される受光信
号が対数変換されることにより、その対数変換出力の脈
動振幅は、血液層Ｒ１の厚みの脈動による減光度の変化
分に対応したものとなる。
号が対数変換されることにより、その対数変換出力の脈
動振幅は、血液層Ｒ１の厚みの脈動による減光度の変化
分に対応したものとなる。
対数変換器３６の変換出力信号は、マルチプレクサ（Ｍ
ＰＸ＞３７に供給されて、各波長λ１．λ２毎の信号に
振り分けられたあと、ローパスフィルタ（ＬＰＦ）３８
．３９にそれぞれ供給され、ここにおいてノイズ成分が
取り除かれた信号は、バイパスフィルタ（ＨＰＦ）４０
．４１にそれぞれ供給され、脈動分の減光度に相当する
脈動信号が取り出される。
ＰＸ＞３７に供給されて、各波長λ１．λ２毎の信号に
振り分けられたあと、ローパスフィルタ（ＬＰＦ）３８
．３９にそれぞれ供給され、ここにおいてノイズ成分が
取り除かれた信号は、バイパスフィルタ（ＨＰＦ）４０
．４１にそれぞれ供給され、脈動分の減光度に相当する
脈動信号が取り出される。
各ＨＰＦ４０．４１の出力信号は、次段の検出回路（Ｄ
ＥＴ＞４２．４３にそれぞれ供給されて検波されること
により、減光度の脈動変動分（振幅値）ΔＡ１．ΔＡ２
に相当する信号が検出される。
ＥＴ＞４２．４３にそれぞれ供給されて検波されること
により、減光度の脈動変動分（振幅値）ΔＡ１．ΔＡ２
に相当する信号が検出される。
ここで、脈動変動分ΔＡ１は、
ΔＡｌ ＝ｌｏｇ ＩＩ ｌｏｇ（Ｉｉ−Δ１１）＝
Δ１Ｏｃ１１１ であり、脈動変動分ΔＡ２は、 Δ、Ａ２＝ＩＯ（］ ＩＩ Ｉ（ＸＩ （Ｉ２−Δ
Ｉ２）＝Δ１００Ｉ２ である。
Δ１Ｏｃ１１１ であり、脈動変動分ΔＡ２は、 Δ、Ａ２＝ＩＯ（］ ＩＩ Ｉ（ＸＩ （Ｉ２−Δ
Ｉ２）＝Δ１００Ｉ２ である。
各検出回路４２．４３からの検出出力信号（ΔＡ１゜Ａ
２ ＞は、減光度比演算回路４４にそれぞれ供給されて
、上述した（１）式に対応する脈動変動分ΔＡ１．ΔＡ
２の比Φを求める演算、 Φ＝ΔＡ２／ΔＡ１＝Δｌ０ＣＩＩ２／Δ１０（Ｉｌｌ
が行なわれる。
２ ＞は、減光度比演算回路４４にそれぞれ供給されて
、上述した（１）式に対応する脈動変動分ΔＡ１．ΔＡ
２の比Φを求める演算、 Φ＝ΔＡ２／ΔＡ１＝Δｌ０ＣＩＩ２／Δ１０（Ｉｌｌ
が行なわれる。
この変動比演算回路４４の出力信号は、（３）式をＳに
ついて解いて求めた、 Ｓ＝ｆ （Φ） なる式に従って演算を行なう酸素飽和度演算回路４５に
供給され、係数回路４６から入力されるヘモグロビンの
各吸光係数Ｅ１ ’ Ｅ０２’ Ｅｒ２、および血液の
散乱係数Ｆのデータを基に変動比Φから酸素飽和度Ｓを
求める演算が行なわれる。
ついて解いて求めた、 Ｓ＝ｆ （Φ） なる式に従って演算を行なう酸素飽和度演算回路４５に
供給され、係数回路４６から入力されるヘモグロビンの
各吸光係数Ｅ１ ’ Ｅ０２’ Ｅｒ２、および血液の
散乱係数Ｆのデータを基に変動比Φから酸素飽和度Ｓを
求める演算が行なわれる。
（発明が解決しようとする課題）
ところで、上述した従来の血中成分濃度測定装置では、
たとえば酸素飽和度Ｓを測定する場合に、ある程度の測
定誤差を伴い、特に高精度の要求される、酸素飽和度が
高い領域では充分な精度が得られないという問題があっ
た。この問題は、またパルスオキシメータの原理を他に
広く応用してゆく上でも支障になるものである。本発明
者等は、非観血式の血中成分濃度測定装置の理論付けと
生体組織のシミュレーションの研究を行なった結果、純
組織層Ｒ２が血液の脈動とは逆位相の脈動をしているこ
とを見出した。そして、従来この純組織層Ｒ２の脈動分
を含めて考えていなかった点が測定誤差の主要な原因で
あると確信するに到つた。
たとえば酸素飽和度Ｓを測定する場合に、ある程度の測
定誤差を伴い、特に高精度の要求される、酸素飽和度が
高い領域では充分な精度が得られないという問題があっ
た。この問題は、またパルスオキシメータの原理を他に
広く応用してゆく上でも支障になるものである。本発明
者等は、非観血式の血中成分濃度測定装置の理論付けと
生体組織のシミュレーションの研究を行なった結果、純
組織層Ｒ２が血液の脈動とは逆位相の脈動をしているこ
とを見出した。そして、従来この純組織層Ｒ２の脈動分
を含めて考えていなかった点が測定誤差の主要な原因で
あると確信するに到つた。
本発明は、このような課題を解決するために提案された
ものであり、血液の脈動によって厚さが変化する純組織
の影響を受けることなく高精度に血中成分の濃度を測定
することが可能な非観血式血中成分濃度測定装置を提供
することを目的とする。
ものであり、血液の脈動によって厚さが変化する純組織
の影響を受けることなく高精度に血中成分の濃度を測定
することが可能な非観血式血中成分濃度測定装置を提供
することを目的とする。
［発明の構成］
（課題を解決するための手段）
第２図に模式的に示すように血液の脈動により、生体組
織Ｒ中の血液層Ｒ１の厚さがΔＤｂだけ増加するとき、
純組織層Ｒ２は、血液に圧迫されて逃げ、厚さがΔＤｔ
だけ減少する。
織Ｒ中の血液層Ｒ１の厚さがΔＤｂだけ増加するとき、
純組織層Ｒ２は、血液に圧迫されて逃げ、厚さがΔＤｔ
だけ減少する。
このΔＤｔはΔＤｂに等しいか、ΔＤｂよりも小さな値
となる。
となる。
この純組織層Ｒ２の逆位相の脈動をも考えて、生体組織
における脈動に基づく減光度の変動分の比を求める式を
書くとつぎのようになる。
における脈動に基づく減光度の変動分の比を求める式を
書くとつぎのようになる。
Φ２１ミΔＡ２ ／ΔＡ１＝（Ｆ−「η巧−酉１）（Ｇ
２／Ｈ）・（△Ｄｔ／ΔＤｂ））／（ａ了Ｔ］耳丁−一
（Ｇｉ ／Ｈ） （ΔＤｔ／△Ｄｂ）） ・・・・・・（４）
ここで、Ｇ１．Ｇ２は光波長λ１．λ２における純組織
の減光係数を含む定数であり、Ｈは血液中に占める赤血
球の容積比（ヘマトクリット）である。ここに示すよう
に、ΔＡの比を取ることにより、純組織の脈動を考慮し
た場合に新たに生ずる３つの未知数Ｈ１ΔＤｔ、ΔＤｂ
は結合されて一つの未知数になるので、未知数が一つだ
け増加したことに相当する。
２／Ｈ）・（△Ｄｔ／ΔＤｂ））／（ａ了Ｔ］耳丁−一
（Ｇｉ ／Ｈ） （ΔＤｔ／△Ｄｂ）） ・・・・・・（４）
ここで、Ｇ１．Ｇ２は光波長λ１．λ２における純組織
の減光係数を含む定数であり、Ｈは血液中に占める赤血
球の容積比（ヘマトクリット）である。ここに示すよう
に、ΔＡの比を取ることにより、純組織の脈動を考慮し
た場合に新たに生ずる３つの未知数Ｈ１ΔＤｔ、ΔＤｂ
は結合されて一つの未知数になるので、未知数が一つだ
け増加したことに相当する。
（４）式に示されるように、血液層Ｒ１の厚みの変動Δ
Ｄｂに比べて純組織層Ｒ２の厚みの変動ΔＤｔが大であ
る程、またへマドクリットＨが小である程、純組織の変
動の寄与率が大きくなり、従来の（１）式に基づいた測
定では誤差が大きくなることがわかる。したがって、純
組織の項である（ Ｇｉ ／Ｈ） ・（ΔＤ、／ΔＤ
ｂ）の影響を適当な手段を用いて消去することできれば
、測定精度を高めることが可能となる。
Ｄｂに比べて純組織層Ｒ２の厚みの変動ΔＤｔが大であ
る程、またへマドクリットＨが小である程、純組織の変
動の寄与率が大きくなり、従来の（１）式に基づいた測
定では誤差が大きくなることがわかる。したがって、純
組織の項である（ Ｇｉ ／Ｈ） ・（ΔＤ、／ΔＤ
ｂ）の影響を適当な手段を用いて消去することできれば
、測定精度を高めることが可能となる。
そこで、８８０ｎｍ程度に選んだ新たな第３の光波長λ
３を生体組織に入射して透過光１工３を測定し、生体組
織中における減光度の脈動変動分ΔＡ３を求めて、第１
の光波長λ１における減光度の脈動変動分ΔＡ１との比
Φ３１を取る。このλ３の波長域は、第３図に示すよう
にヘモグロビン吸光係数の酸素飽和度の依存性が充分小
である。
３を生体組織に入射して透過光１工３を測定し、生体組
織中における減光度の脈動変動分ΔＡ３を求めて、第１
の光波長λ１における減光度の脈動変動分ΔＡ１との比
Φ３１を取る。このλ３の波長域は、第３図に示すよう
にヘモグロビン吸光係数の酸素飽和度の依存性が充分小
である。
したがってこの脈動変動分の比Φ３１は、近似的につぎ
の式で与えることができる。
の式で与えることができる。
Ｏ＝△Ａ ／△Ａ ＝（３３＋Ｆ３
１−３１
−（Ｇ３／Ｈ）・（△Ｄｔ／△Ｄｂ＞）／（ａ〒「行＋
Ｆ、ゴ ー（ａ１／Ｈ）値ΔＤｔ／ΔＤｂ）） ・・・・・・（５） ここで、Ｆ３、Ｆ３、Ｇ３は光波長λ３に関する前記し
たＥ、 、Ｆｉ 、Ｇ、である。
Ｆ、ゴ ー（ａ１／Ｈ）値ΔＤｔ／ΔＤｂ）） ・・・・・・（５） ここで、Ｆ３、Ｆ３、Ｇ３は光波長λ３に関する前記し
たＥ、 、Ｆｉ 、Ｇ、である。
これら（４）式と（５）式において、
Ｆｉ ”Ｆ２ ”Ｆ３ ＝Ｆ
とし、純組織の項を
（１／Ｈ） ・（ΔＤｔ／ΔＤｂ） 二Ｔとして、
式を書き改めればつぎのようになる。
式を書き改めればつぎのようになる。
Φ＝ΔＡ／ΔＡ＝＜Ｊπ「α丁三門
１−２１
−Ｇ Ｔ）／（α〒］１Ｔ日−Ｇ１Ｔ）・・・・・・（
６） Ｏ＝ΔＡ ／△Ａ ＝（３Ｅ３＋Ｆ） １−３１ −Ｇ Ｔ）／Ｉ Ｅ ＋Ｆ）−ＧｌＴ）３
１ １ ・・・・・・（７） ここで、波長＾ のヘモグロビンの吸光係数Ｅ２は前述
したように、 Ｅ２＝ＳＥｏ２＋（１−８） Ｅｒ２ −−−−・＝
（８）であり、ヘモグロビンの吸光係数Ｅ１．Ｅ３は
酸素飽和度Ｓによらないものとする。（８）式を（６）
式に代入して連立方程式の（６）式、（７）式をＳに２
（Ｅｏ２ Ｅ、２＞ ”・・（９＞こ
の（９）式において、ヘモグロビンの各吸光係数Ｅ１．
Ｅｏ２．Ｅ、２．Ｅ３、赤血球の散乱係数Ｆ、純組織の
減光係数Ｇｉ （ただし、ｉ＝１．２．３＞は個体差
なく事前に求めておくことのできる値であるから、Φ２
１．Φ３１を実測し、（９）′式に代入すれば、酸素飽
和度Ｓを求めることができる。
６） Ｏ＝ΔＡ ／△Ａ ＝（３Ｅ３＋Ｆ） １−３１ −Ｇ Ｔ）／Ｉ Ｅ ＋Ｆ）−ＧｌＴ）３
１ １ ・・・・・・（７） ここで、波長＾ のヘモグロビンの吸光係数Ｅ２は前述
したように、 Ｅ２＝ＳＥｏ２＋（１−８） Ｅｒ２ −−−−・＝
（８）であり、ヘモグロビンの吸光係数Ｅ１．Ｅ３は
酸素飽和度Ｓによらないものとする。（８）式を（６）
式に代入して連立方程式の（６）式、（７）式をＳに２
（Ｅｏ２ Ｅ、２＞ ”・・（９＞こ
の（９）式において、ヘモグロビンの各吸光係数Ｅ１．
Ｅｏ２．Ｅ、２．Ｅ３、赤血球の散乱係数Ｆ、純組織の
減光係数Ｇｉ （ただし、ｉ＝１．２．３＞は個体差
なく事前に求めておくことのできる値であるから、Φ２
１．Φ３１を実測し、（９）′式に代入すれば、酸素飽
和度Ｓを求めることができる。
このように適当な３つの異なる光波長λ１〜λ３を用い
ることにより、測定過程（演算過程）で純組織の項Ｇｉ
Ｔの影響を消去し、２つの血中成分である酸化ヘモグロ
ビンと還元ヘモグロビンについての相対濃度を測定でき
る。したがって、この手法を以下、組織消去法と呼称す
る。
ることにより、測定過程（演算過程）で純組織の項Ｇｉ
Ｔの影響を消去し、２つの血中成分である酸化ヘモグロ
ビンと還元ヘモグロビンについての相対濃度を測定でき
る。したがって、この手法を以下、組織消去法と呼称す
る。
ところで、血漿中に自然に生ずる色素であるビリルビン
や、生体に関する測定のために人為的に注入する色素で
あるインドシアニングリン（ＩＣＧ）、メチレンブルー
などのヘモグロビンに対する相対濃度も、パルスオキシ
メータの原理を用いて測定することができる。なお、人
為的に生体に注入されるこれらの色素は、心拍出量、循
環血流量、肝臓の異物排泄機能などの生体情報を得るた
めに用いられるものである。
や、生体に関する測定のために人為的に注入する色素で
あるインドシアニングリン（ＩＣＧ）、メチレンブルー
などのヘモグロビンに対する相対濃度も、パルスオキシ
メータの原理を用いて測定することができる。なお、人
為的に生体に注入されるこれらの色素は、心拍出量、循
環血流量、肝臓の異物排泄機能などの生体情報を得るた
めに用いられるものである。
酸素飽和度Ｓと血漿中の色素の相対濃度とを同時に測定
するには、新たに第４の波長λ４の光を生体組織に入射
することが必要である。この場合、この光波長λ４にお
ける減光度の脈動変動分ΔＡ４を計測して、波長λ１の
脈動変動分ΔＡ１との比Φ４１を求める。
するには、新たに第４の波長λ４の光を生体組織に入射
することが必要である。この場合、この光波長λ４にお
ける減光度の脈動変動分ΔＡ４を計測して、波長λ１の
脈動変動分ΔＡ１との比Φ４１を求める。
酸素飽和度Ｓと１つの色素の相対濃度とを測定する場合
、脈動変動分の比Φ２１．Φ３１．Φ４１は、次式で与
えられる。
、脈動変動分の比Φ２１．Φ３１．Φ４１は、次式で与
えられる。
Φ２１ミ△Ａ２／△Ａ１＝（ＥＴＫ「王’ｒ７匡］、／
Ｃｈ ））Ｅ２＋Ｅｄ２ （ｃｄ ／ｃｈ ） 十Ｆ）
ａ ’ｒｌ ／［Ｅ１＋Ｅｄｉ （ｃｄ ／ｃｈ））
（Ｅ１十Ｅｄｉ （ｃｄ ／ｃｈ ） ＋Ｆ） −０１
’ｒｌ・・・・・・（１０） Φ３１＝ΔＡ３／ΔＡ１ ＝ｔ ｒ丁７可訂了―ＣＥ３
＋Ｅｄ３ （Ｃｄ ／Ｃｈ ） 十Ｆ）−Ｇ３Ｔ］／
［１＋ｄ１ＣＣ） （Ｅ１＋Ｅｄ１ （Ｃｄ ／Ｃｈ ） 十Ｆ） Ｇｉ
’ｒｌ・・・・・・（１１） Φ４１＝ΔＡ４／△Ａｉ ＝ｔ ｒ丁７可１１ゴ／ Ｃ
１ｌ ） ＨＥ４ ＋Ｅｄ４ （Ｃｄ ／Ｃ１ｌ ）
十Ｆ ）・・・・・・（１２） ここで、Ｅ は波長λ４におけるヘモグロビンの吸光係
数、Ｅｄ１〜Ｅｄ４は各波長における色素の吸光係数、
ｃｈは血中ヘモグロビン濃度、Ｃｄは血中色素濃度、Ｇ
は波長λ４における純組織の減光係数を含む定数であ
る。
Ｃｈ ））Ｅ２＋Ｅｄ２ （ｃｄ ／ｃｈ ） 十Ｆ）
ａ ’ｒｌ ／［Ｅ１＋Ｅｄｉ （ｃｄ ／ｃｈ））
（Ｅ１十Ｅｄｉ （ｃｄ ／ｃｈ ） ＋Ｆ） −０１
’ｒｌ・・・・・・（１０） Φ３１＝ΔＡ３／ΔＡ１ ＝ｔ ｒ丁７可訂了―ＣＥ３
＋Ｅｄ３ （Ｃｄ ／Ｃｈ ） 十Ｆ）−Ｇ３Ｔ］／
［１＋ｄ１ＣＣ） （Ｅ１＋Ｅｄ１ （Ｃｄ ／Ｃｈ ） 十Ｆ） Ｇｉ
’ｒｌ・・・・・・（１１） Φ４１＝ΔＡ４／△Ａｉ ＝ｔ ｒ丁７可１１ゴ／ Ｃ
１ｌ ） ＨＥ４ ＋Ｅｄ４ （Ｃｄ ／Ｃ１ｌ ）
十Ｆ ）・・・・・・（１２） ここで、Ｅ は波長λ４におけるヘモグロビンの吸光係
数、Ｅｄ１〜Ｅｄ４は各波長における色素の吸光係数、
ｃｈは血中ヘモグロビン濃度、Ｃｄは血中色素濃度、Ｇ
は波長λ４における純組織の減光係数を含む定数であ
る。
これら（１０）式、（１１）式および（１２）式の連立
方程式について、酸素飽和度Ｓと色素の相対濃度Ｃｄ／
Ｃｈのそれぞれについて解けば、その式に実測した脈動
変動分の比Φ２１．Φ３１．Φ４１の値と各係数値とを
代入することにより、酸素飽和度Ｓと色素の相対濃度Ｃ
ｄ／Ｃｈを求めることができる。
方程式について、酸素飽和度Ｓと色素の相対濃度Ｃｄ／
Ｃｈのそれぞれについて解けば、その式に実測した脈動
変動分の比Φ２１．Φ３１．Φ４１の値と各係数値とを
代入することにより、酸素飽和度Ｓと色素の相対濃度Ｃ
ｄ／Ｃｈを求めることができる。
このように、異なる４つの光波長λ１〜λ４を用いるこ
とにより、組織消去法によって３つの血中成分である酸
化ヘモグロビン、還元へモグロビン、および他の１つの
色素についての相対濃度を測定することができる。
とにより、組織消去法によって３つの血中成分である酸
化ヘモグロビン、還元へモグロビン、および他の１つの
色素についての相対濃度を測定することができる。
これらの血中成分の他に、１酸化炭素ヘモグロビンを合
わせた４つの血中成分について相対濃度を測定する場合
は、５つの異なる光波長λ１〜λ５を用いればよい。
わせた４つの血中成分について相対濃度を測定する場合
は、５つの異なる光波長λ１〜λ５を用いればよい。
上述した前提から、上記目的を達成するための本発明に
よる非観血式血中成分濃度測定装置を構成すれば、 生体組織に照射する相異なるＮ個の波長の光を発する光
発生手段と、 この光発生手段から発せられた光の生体組織における透
過光または反射光を受光する受光手段と、この受光手段
からの受光出力信号に基づいて生体組織における減光度
の変化分をＮ個の異なる波長についてそれぞれ検出する
減光度変化分検出回路と、 この減光度変化分検出回路から出力されるＮ個の異なる
波長についての検出出力信号に基づいて減光度の変化分
の比を互いに異なる波長間についてＮ−１細末める減光
度比演算回路と、生体組織における減光度の変化分を血
液の厚みの変化と血液を含まない純組織の厚みの変化と
によるものとして互いに異なる波長間について立てたＮ
−１個の該減光度の変化分の比のＮ−１元連立方程式を
、血中成分の濃度について解いた演算式に対して、上記
減光度比演算回路から出力される減光度の変化分の比の
値とＮ個の異なる波長についてのＮ−１個の血中成分お
よび純組織のそれぞれの減光係数値とを基に演算を行な
い、Ｎ−１個の血中成分についての相対濃度を算出する
血中成分濃度演算回路とを備えたものとなる。
よる非観血式血中成分濃度測定装置を構成すれば、 生体組織に照射する相異なるＮ個の波長の光を発する光
発生手段と、 この光発生手段から発せられた光の生体組織における透
過光または反射光を受光する受光手段と、この受光手段
からの受光出力信号に基づいて生体組織における減光度
の変化分をＮ個の異なる波長についてそれぞれ検出する
減光度変化分検出回路と、 この減光度変化分検出回路から出力されるＮ個の異なる
波長についての検出出力信号に基づいて減光度の変化分
の比を互いに異なる波長間についてＮ−１細末める減光
度比演算回路と、生体組織における減光度の変化分を血
液の厚みの変化と血液を含まない純組織の厚みの変化と
によるものとして互いに異なる波長間について立てたＮ
−１個の該減光度の変化分の比のＮ−１元連立方程式を
、血中成分の濃度について解いた演算式に対して、上記
減光度比演算回路から出力される減光度の変化分の比の
値とＮ個の異なる波長についてのＮ−１個の血中成分お
よび純組織のそれぞれの減光係数値とを基に演算を行な
い、Ｎ−１個の血中成分についての相対濃度を算出する
血中成分濃度演算回路とを備えたものとなる。
（作用）
上述した構成によれば、受光手段において各波長の組織
透過光量または反射光量に相当する受光出力信号を取り
出すことができる。透過光量または反射光量は血液と純
組織の脈動によって変動するので、この受光出力信号は
脈動によって変動したものとなっている。
透過光量または反射光量に相当する受光出力信号を取り
出すことができる。透過光量または反射光量は血液と純
組織の脈動によって変動するので、この受光出力信号は
脈動によって変動したものとなっている。
この受光出力信号の対数をとった対数変換信号は、脈動
によって変動しており、対数変換信号の脈動分を減光度
変化分検出回路で検出することにより、各波長について
の生体組織における減光度の脈動変化分に相当する信号
が得られる。
によって変動しており、対数変換信号の脈動分を減光度
変化分検出回路で検出することにより、各波長について
の生体組織における減光度の脈動変化分に相当する信号
が得られる。
減光度比演算回路では、この検出回路からの出力信号を
受けて、互いに異なる波長間についてのＮ−１個の脈動
変化分の比を算出することができる。
受けて、互いに異なる波長間についてのＮ−１個の脈動
変化分の比を算出することができる。
血中成分濃度演算回路では、純組織の脈動による影響を
も考慮したＮ−１個の脈動変化分の比の連立方程式を解
くことによって得たＮ−１個の血中成分の相対濃度を求
める式に対して、脈動変化分の比の実測値と各係数値と
を代入して演算が行なわれ、純組織の脈動による影響を
受けることなくＮ−１個の血中成分についての濃度（相
対濃度）を高い精度で測定できる。
も考慮したＮ−１個の脈動変化分の比の連立方程式を解
くことによって得たＮ−１個の血中成分の相対濃度を求
める式に対して、脈動変化分の比の実測値と各係数値と
を代入して演算が行なわれ、純組織の脈動による影響を
受けることなくＮ−１個の血中成分についての濃度（相
対濃度）を高い精度で測定できる。
（実施例）
以下、本発明の実施例を図面に基づき詳細に説明する。
第１図のブロック図は、本発明による非観血式血中成分
濃度測定装置の一実施例を示し、λ１゜λ２．λ３の３
つの光波長を用いて純組織の脈動の影響を受けることな
く、酸素飽和度Ｓを測定する場合の例を示す。
濃度測定装置の一実施例を示し、λ１゜λ２．λ３の３
つの光波長を用いて純組織の脈動の影響を受けることな
く、酸素飽和度Ｓを測定する場合の例を示す。
二の図で、波長λ１．λ２．λ３のそれぞれの光を発す
る発光ダイオード１，２，３．は、オシレータ４の出力
を受けて交互に点灯し、これら発光ダイオード１，２．
３の光（入射光量はそれぞれ■０１．■０２．ｌ０３）
が、耳朶などの生体組織Ｒに入射され、この生体組織Ｒ
を挟んで対向して配さｈたフォトダイオード５によって
透過光が受光される。ここで、波長λ１．λ２．λ３は
前述したようにたとえば８０５ ｎｍ、 ６６０ ｎｍ
、 ８８０ ｎｍにそれぞれ設定されている。
る発光ダイオード１，２，３．は、オシレータ４の出力
を受けて交互に点灯し、これら発光ダイオード１，２．
３の光（入射光量はそれぞれ■０１．■０２．ｌ０３）
が、耳朶などの生体組織Ｒに入射され、この生体組織Ｒ
を挟んで対向して配さｈたフォトダイオード５によって
透過光が受光される。ここで、波長λ１．λ２．λ３は
前述したようにたとえば８０５ ｎｍ、 ６６０ ｎｍ
、 ８８０ ｎｍにそれぞれ設定されている。
フォ）−ダイオード５の各波長における受光出力は、生
体組織Ｒによって減光されたあとの透過光量１１．Ｉ２
，１．に対応し、この受光出力が増幅器６で増幅された
のち、対数変換器７で対数変換されてマルチプレクサ８
に供給される。
体組織Ｒによって減光されたあとの透過光量１１．Ｉ２
，１．に対応し、この受光出力が増幅器６で増幅された
のち、対数変換器７で対数変換されてマルチプレクサ８
に供給される。
マルチプレクサ８では、対数変換出力信号がλ１．λ２
．λ３の各波長に振り分けられ、ＬＰＦ９．１０．１１
にそれぞれ供給される。ＬＰＦ９゜１０、１１では、各
信号中に含まれる高周波のノイズ成分が除去され、その
出力信号がＨＰＦ１２．１３１４にそれぞれ供給される
。ＨＰＦ１２．１３．１４では、生体組織Ｒ中における
各波長λ１．λ２．λ３についての減光度の脈動変動分
に相当する振幅信号がそれぞれ取り出され、その出力信
号が振幅検出回路１５．１６．１７に供給される。なお
、ＬＰＦ９゜１０、１１とＨＰＦ１２．１３．１４とを
それぞれ単にバンドパスフィルタ（ＢＰＦ）により構成
してもよい。
．λ３の各波長に振り分けられ、ＬＰＦ９．１０．１１
にそれぞれ供給される。ＬＰＦ９゜１０、１１では、各
信号中に含まれる高周波のノイズ成分が除去され、その
出力信号がＨＰＦ１２．１３１４にそれぞれ供給される
。ＨＰＦ１２．１３．１４では、生体組織Ｒ中における
各波長λ１．λ２．λ３についての減光度の脈動変動分
に相当する振幅信号がそれぞれ取り出され、その出力信
号が振幅検出回路１５．１６．１７に供給される。なお
、ＬＰＦ９゜１０、１１とＨＰＦ１２．１３．１４とを
それぞれ単にバンドパスフィルタ（ＢＰＦ）により構成
してもよい。
振幅検出回路１５．１６．１７では、ＨＰＦ１２．１３
゜１４からの各出力信号がそれぞれ検波されることによ
り、減光度の脈動分の振幅値に相当する信号が検出され
る。これら検出信号は、生体組織Ｒ中での各波長λ１．
λ２．λ３における減光度の脈動変動分ΔＡ１．ΔＡ２
．ΔＡ３に対応したものである。ここで、脈動変動分Δ
Ａ 、ΔＡ２゜ΔＡ３は、それぞれ ΔＡｌ ＝ｌｏｇ Ｉｉ −１０（］ （１１−Δ１
１）＝Δ１０（１１１ ΔＡ２ ＝ｌｏｃ＋ Ｉ２ ！Ｏ’ｌ （Ｉ２−Δ
■２）＝Δ１０（ＩＩ２ ΔＡ３ ＝ｌｏｇ ｌ３１Ｑ（］ （］Ｉ３−Δ工３＝
Δｌ０ｇｌ３ である。なお、Ｉｉの成分は透過光量の最大値に対応し
、（Ｉ・−ΔＩｉ）成分は透過光量の最小値に対応する
。
゜１４からの各出力信号がそれぞれ検波されることによ
り、減光度の脈動分の振幅値に相当する信号が検出され
る。これら検出信号は、生体組織Ｒ中での各波長λ１．
λ２．λ３における減光度の脈動変動分ΔＡ１．ΔＡ２
．ΔＡ３に対応したものである。ここで、脈動変動分Δ
Ａ 、ΔＡ２゜ΔＡ３は、それぞれ ΔＡｌ ＝ｌｏｇ Ｉｉ −１０（］ （１１−Δ１
１）＝Δ１０（１１１ ΔＡ２ ＝ｌｏｃ＋ Ｉ２ ！Ｏ’ｌ （Ｉ２−Δ
■２）＝Δ１０（ＩＩ２ ΔＡ３ ＝ｌｏｇ ｌ３１Ｑ（］ （］Ｉ３−Δ工３＝
Δｌ０ｇｌ３ である。なお、Ｉｉの成分は透過光量の最大値に対応し
、（Ｉ・−ΔＩｉ）成分は透過光量の最小値に対応する
。
各振幅検出回路１５．１６．１７の出力信号は、減光度
比演算回路１８．１９それぞれ供給されて、（６）式お
よび（７）式に対応する脈動変動分ΔＡ１ΔＡ２の比Φ
２１、およびΔＡ１．ΔＡ３の比Φ３１を求める演算、 中２１＝Δ１００Ｉ２／ΔＩＱｇ１１ Φ３１＝ΔＩＱ（ＪＩ３／Δ１０ｇ１１がそれぞれ行な
われる。
比演算回路１８．１９それぞれ供給されて、（６）式お
よび（７）式に対応する脈動変動分ΔＡ１ΔＡ２の比Φ
２１、およびΔＡ１．ΔＡ３の比Φ３１を求める演算、 中２１＝Δ１００Ｉ２／ΔＩＱｇ１１ Φ３１＝ΔＩＱ（ＪＩ３／Δ１０ｇ１１がそれぞれ行な
われる。
減光度比演算回路１８．１９の出力信号は、上述した（
９）式の演算を行なう血中成分濃度演算回＃１２０に供
給され、ここにおいて係数回路２１から入力されるＥｌ
’ ＥＯ２，Ｅｒ２’ Ｅ３ ’ ” Ｇ１ ” ２
’Ｇ３の各係数値と実測値Φ２１．Φ３１とから酸素
飽和度Ｓを求める演算が行なわれる。
９）式の演算を行なう血中成分濃度演算回＃１２０に供
給され、ここにおいて係数回路２１から入力されるＥｌ
’ ＥＯ２，Ｅｒ２’ Ｅ３ ’ ” Ｇ１ ” ２
’Ｇ３の各係数値と実測値Φ２１．Φ３１とから酸素
飽和度Ｓを求める演算が行なわれる。
ところで、他の実施例として酸素飽和度Ｓの他にインド
シアニングリン（ＩＣＧ＞などの色素の相対濃度を測定
する場合については、第４の光波長λ４を発する発光ダ
イオードを別に設け、この発光ダイオードの透過光量を
フォトダイオード５について検出する。ここで、λ４の
波長は、たとえば７３０ｎｍ程度に設定される（第４図
参照）。
シアニングリン（ＩＣＧ＞などの色素の相対濃度を測定
する場合については、第４の光波長λ４を発する発光ダ
イオードを別に設け、この発光ダイオードの透過光量を
フォトダイオード５について検出する。ここで、λ４の
波長は、たとえば７３０ｎｍ程度に設定される（第４図
参照）。
また、マルチプレクサ８で振り分けた光波長λ４につい
ての対数変換出力信号を処理するＬＰＦとＨＰＦ、さら
に減光度の脈動変動分ΔＡ４を検出する検出回路を別途
設ける。
ての対数変換出力信号を処理するＬＰＦとＨＰＦ、さら
に減光度の脈動変動分ΔＡ４を検出する検出回路を別途
設ける。
そして、減光度比演算回路では、上述した（１０）式、
（１１）式および（１２）式に対応する変動分の比Φ２
１．Φ３１．Φ４１を求める演算を行なえばよい。。
（１１）式および（１２）式に対応する変動分の比Φ２
１．Φ３１．Φ４１を求める演算を行なえばよい。。
また、血中成分濃度演算回路では、測定したΦ２１．Φ
３１．Φ４１の値と各係数値を基に、（１０）式、（１
１）式および（１２）式の連立方程式を酸素飽和度Ｓと
色素の相対濃度Ｃｄ／Ｃｈについて解く演算をなえばよ
い。
３１．Φ４１の値と各係数値を基に、（１０）式、（１
１）式および（１２）式の連立方程式を酸素飽和度Ｓと
色素の相対濃度Ｃｄ／Ｃｈについて解く演算をなえばよ
い。
なお、上述した実施例に限定されず、３つの異なる光波
長λ１〜λ３を用い、血液中のヘモグロビンがすべて酸
化ヘモグロビンであるとして血漿内の色素（インドシア
ニングリンなど）の酸化ヘモグロビンに対する相対濃度
を測定することもできる。
長λ１〜λ３を用い、血液中のヘモグロビンがすべて酸
化ヘモグロビンであるとして血漿内の色素（インドシア
ニングリンなど）の酸化ヘモグロビンに対する相対濃度
を測定することもできる。
また、４つの異なる光波長λ１〜λ４を用いて、３つの
血中成分である酸化ヘモグロビン、還元ヘモグロビンお
よび血漿内色素（インドシアニングリン）のそれぞれの
相対濃度を測定することもできる。 さらに、５つの異
なる光波長λ１〜λ５を用いて、４つの血中成分である
酸化ヘモグロビン、還元ヘモグロビン、１酸化炭素ヘモ
グロビンおよび血漿内の色素（インドシアニングリンな
ど）それぞれの相対濃度を測定することもできる。
血中成分である酸化ヘモグロビン、還元ヘモグロビンお
よび血漿内色素（インドシアニングリン）のそれぞれの
相対濃度を測定することもできる。 さらに、５つの異
なる光波長λ１〜λ５を用いて、４つの血中成分である
酸化ヘモグロビン、還元ヘモグロビン、１酸化炭素ヘモ
グロビンおよび血漿内の色素（インドシアニングリンな
ど）それぞれの相対濃度を測定することもできる。
また、上述した実施例では、血液層Ｒ１と純組織層Ｒ２
の厚みが周期的に脈動する場合の透過光量の脈動の最高
値、最低値を求め、これから減光度変化分ΔＡを求める
場合について説明したが、さらに、脈動の１周期以内の
短い時間の透過光量の変化に関して減光度変化分ΔＡを
求める場合にも適用できるし、また不規則な変化に関し
ても適用できる。
の厚みが周期的に脈動する場合の透過光量の脈動の最高
値、最低値を求め、これから減光度変化分ΔＡを求める
場合について説明したが、さらに、脈動の１周期以内の
短い時間の透過光量の変化に関して減光度変化分ΔＡを
求める場合にも適用できるし、また不規則な変化に関し
ても適用できる。
また、脈動により変動する透過光量工ｉ。
（Ｉ・−ΔＩｉ）を受光するのではなく、生体組織Ｒで
減光したあとの反射光量を計測することで血中成分の濃
度を測定する場合にも適用できる。
減光したあとの反射光量を計測することで血中成分の濃
度を測定する場合にも適用できる。
また、減光度比演算回路と血中成分濃度演算回路をマイ
クロプロセッサにより構成し、検出回路の出力信号を増
幅してＡ／Ｄ変換したのちマイクロプロセッサに供給し
て、各血中成分の濃度を計算するように構成することも
可能であることは明らかである。
クロプロセッサにより構成し、検出回路の出力信号を増
幅してＡ／Ｄ変換したのちマイクロプロセッサに供給し
て、各血中成分の濃度を計算するように構成することも
可能であることは明らかである。
［発明の効果］
以上説明したように本発明によれば、Ｎ個の異なる光波
長を用いて生体組織内のＮ−１個の血中成分の濃度の測
定に関し、測定誤差の原因となる純組織の脈動による影
響を取り除くことができるので、高い精度で血中成分の
濃度測定を行なえる。
長を用いて生体組織内のＮ−１個の血中成分の濃度の測
定に関し、測定誤差の原因となる純組織の脈動による影
響を取り除くことができるので、高い精度で血中成分の
濃度測定を行なえる。
したがって、本発明によれば酸化ヘモグロビンと還元ヘ
モグロビンの濃度の他に、異常ヘモグロビンや人為的に
注入されるインドシアニングリンなどの色素濃度も精度
よく計測することができるため、医学、医療の場におい
て大変有効である。
モグロビンの濃度の他に、異常ヘモグロビンや人為的に
注入されるインドシアニングリンなどの色素濃度も精度
よく計測することができるため、医学、医療の場におい
て大変有効である。
第１図は本発明による非観血式血中成分濃度測定装置の
一実施例を示すブロック図、第２図は血液層とともに脈
動する純組織層の脈動の様子を模式的に示す説明図、第
３図は酸化ヘモグロビン（０２Ｈｂ）と還元ヘモグロビ
ン（ＲＨｂ）の波長に対する吸光係数を示す特性図、第
４図は色素インドシアニングリン（ＩＣＧ）の波長に対
する吸光係数を示す特性図、第５図は従来の測定で前提
となっていた血液層の脈動モデルを示す説明図、第６図
は従来の非観血式血中成分濃度測定装置を示すブロック
図である。 １．２．３・・・発光ダイオード ４・・・オシレータ ５・・・フォトダイオード ６・・・増幅器 ７・・・対数変換器 ８・・・マルチプレクサ ９、１０．１１・・・ローパスフィルタ１２、１３．１
４・・・バイパスフィルタ１５、１６．１７・・・振幅
検出回路 ｉａ、 １９・・・減光度比演算回路 ２０・・・血中成分濃度演算回路 ２１・・・係数回路
一実施例を示すブロック図、第２図は血液層とともに脈
動する純組織層の脈動の様子を模式的に示す説明図、第
３図は酸化ヘモグロビン（０２Ｈｂ）と還元ヘモグロビ
ン（ＲＨｂ）の波長に対する吸光係数を示す特性図、第
４図は色素インドシアニングリン（ＩＣＧ）の波長に対
する吸光係数を示す特性図、第５図は従来の測定で前提
となっていた血液層の脈動モデルを示す説明図、第６図
は従来の非観血式血中成分濃度測定装置を示すブロック
図である。 １．２．３・・・発光ダイオード ４・・・オシレータ ５・・・フォトダイオード ６・・・増幅器 ７・・・対数変換器 ８・・・マルチプレクサ ９、１０．１１・・・ローパスフィルタ１２、１３．１
４・・・バイパスフィルタ１５、１６．１７・・・振幅
検出回路 ｉａ、 １９・・・減光度比演算回路 ２０・・・血中成分濃度演算回路 ２１・・・係数回路
Claims (3)
- （１）生体組織に照射する相異なるＮ個の波長の光を発
する光発生手段と、 この光発生手段から発せられた光の生体組織における透
過光または反射光を受光する受光手段と、この受光手段
からの受光出力信号に基づいて生体組織における減光度
の変化分をＮ個の異なる波長についてそれぞれ検出する
減光度変化分検出回路と、 この減光度変化分検出回路から出力されるＮ個の異なる
波長についての検出出力信号に基づいて減光度の変化分
の比を互いに異なる波長間についてＮ−１個求める減光
度比演算回路と、 生体組織における減光度の変化分を血液の厚みの変化と
血液を含まない純組織の厚みの変化とによるものとして
互いに異なる波長間について立てたＮ−１個の該減光度
の変化分の比のＮ−１元連立方程式を、血中成分の濃度
について解いた演算式に対して、上記減光度比演算回路
から出力される減光度の変化分の比の値と、Ｎ個の異な
る波長についてのＮ−１個の血中成分および純組織のそ
れぞれの減光係数値とを基に演算を行ない、Ｎ−１個の
血中成分についての相対濃度を算出する血中成分濃度演
算回路とを備えたことを特徴とする非観血式血中成分濃
度測定装置。 - （２）生体組織に照射する相異なるＮ個の波長の光を発
する光発生手段と、 この光発生手段から発せられた光の生体組織における透
過光または反射光を受光する受光手段と、この受光手段
からの受光出力信号に基づいて生体組織における減光度
の変化分をＮ個の異なる波長についてそれぞれ検出する
減光度変化分検出回路と、 この減光度変化分検出回路から出力されるＮ個の異なる
波長についての検出出力信号に基づいて減光度の変化分
の比を互いに異なる波長間についてＮ−１個求める減光
度比演算回路と、 Ｎ個の異なる波長についてのＮ−１個の血中成分および
純組織のそれぞれの減光係数値とを記憶する係数記憶回
路と、 生体組織における減光度の変化分を血液の脈動による厚
みの変化分と血液を含まない純組織の逆位相で生ずる脈
動による厚みの変化分との和によるものとして、互いに
異なる波長間について立てたＮ−１個の該減光度の変化
分の比のＮ−１元連立方程式を、血中成分の濃度につい
て解いた演算式に対して、上記減光度比演算回路から出
力される減光度の変化分の比の値と上記係数記憶回路か
ら出力される減光係数値とを基に演算を行ない、Ｎ−１
個の血中成分についての相対濃度を算出する血中成分濃
度演算回路とを備えたことを特徴とする非観血式血中成
分濃度測定装置。 - （３）上記減光度比演算回路と上記血中成分濃度演算回
路が、マイクロプロセッサを含む回路により構成されて
いることを特徴とする請求項（１）および（２）記載の
非観血式血中成分濃度測定装置。
Priority Applications (1)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| JP1274888A JPH03136637A (ja) | 1989-10-24 | 1989-10-24 | 非観血式血中成分濃度測定装置 |
Applications Claiming Priority (1)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| JP1274888A JPH03136637A (ja) | 1989-10-24 | 1989-10-24 | 非観血式血中成分濃度測定装置 |
Publications (2)
| Publication Number | Publication Date |
|---|---|
| JPH03136637A true JPH03136637A (ja) | 1991-06-11 |
| JPH0588609B2 JPH0588609B2 (ja) | 1993-12-22 |
Family
ID=17547934
Family Applications (1)
| Application Number | Title | Priority Date | Filing Date |
|---|---|---|---|
| JP1274888A Granted JPH03136637A (ja) | 1989-10-24 | 1989-10-24 | 非観血式血中成分濃度測定装置 |
Country Status (1)
| Country | Link |
|---|---|
| JP (1) | JPH03136637A (ja) |
Cited By (4)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| JP2003505115A (ja) * | 1998-12-01 | 2003-02-12 | クリティケア システムズ インコーポレーティッド | デジタル型オキシメータおよび酸素化レベルの算出方法 |
| JP2012515337A (ja) * | 2009-01-19 | 2012-07-05 | スマート・メディカル・ソリューションズ・ゲー・エム・ベー・ハー | 血液サンプルの少なくとも１つのパラメータを測定するための測定装置 |
| JP2014147473A (ja) * | 2013-01-31 | 2014-08-21 | Nippon Koden Corp | 生体信号測定システム、生体信号測定装置、および生体信号測定装置の制御プログラム |
| JP2015192865A (ja) * | 2014-03-28 | 2015-11-05 | 日本光電工業株式会社 | パルスフォトメータ |
Families Citing this family (1)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| US7206621B2 (en) | 2003-08-27 | 2007-04-17 | Nihon Kohden Corporation | Pulse oximeter |
-
1989
- 1989-10-24 JP JP1274888A patent/JPH03136637A/ja active Granted
Cited By (4)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| JP2003505115A (ja) * | 1998-12-01 | 2003-02-12 | クリティケア システムズ インコーポレーティッド | デジタル型オキシメータおよび酸素化レベルの算出方法 |
| JP2012515337A (ja) * | 2009-01-19 | 2012-07-05 | スマート・メディカル・ソリューションズ・ゲー・エム・ベー・ハー | 血液サンプルの少なくとも１つのパラメータを測定するための測定装置 |
| JP2014147473A (ja) * | 2013-01-31 | 2014-08-21 | Nippon Koden Corp | 生体信号測定システム、生体信号測定装置、および生体信号測定装置の制御プログラム |
| JP2015192865A (ja) * | 2014-03-28 | 2015-11-05 | 日本光電工業株式会社 | パルスフォトメータ |
Also Published As
| Publication number | Publication date |
|---|---|
| JPH0588609B2 (ja) | 1993-12-22 |
Similar Documents
| Publication | Publication Date | Title |
|---|---|---|
| JP4465271B2 (ja) | 対象組織内の血液酸素飽和度を非侵襲的に決定する装置 | |
| US5137023A (en) | Method and apparatus for monitoring blood analytes noninvasively by pulsatile photoplethysmography | |
| US5277181A (en) | Noninvasive measurement of hematocrit and hemoglobin content by differential optical analysis | |
| US6151518A (en) | Instrument for measuring concentrations of constituent parts of blood | |
| US6456862B2 (en) | Method for non-invasive spectrophotometric blood oxygenation monitoring | |
| US6411832B1 (en) | Method of improving reproducibility of non-invasive measurements | |
| US5372135A (en) | Blood constituent determination based on differential spectral analysis | |
| US7254432B2 (en) | Method and device for non-invasive measurements of blood parameters | |
| US5127406A (en) | Apparatus for measuring concentration of substances in blood | |
| US5891024A (en) | Two stage calibration and analyte measurement scheme for spectrophotomeric analysis | |
| US5187672A (en) | Phase modulation spectroscopic system | |
| JP2002369814A (ja) | 非侵襲的なヘモグロビン濃度及び酸素飽和度のモニタリング方法並びに装置 | |
| JPS63252239A (ja) | 反射型オキシメ−タ | |
| JPH06103257B2 (ja) | 光散乱を用いた物質の吸光係数測定方法および装置 | |
| Takatini et al. | A miniature hybrid reflection type optical sensor for measurement of hemoglobin content and oxygen saturation of whole blood | |
| KR20020005697A (ko) | 혈액 모니터 장치의 개선된 보정 방법 | |
| JPH03136637A (ja) | 非観血式血中成分濃度測定装置 | |
| US20080214911A1 (en) | Method and Device for Determining Blood Components Using Ratiometric Absolute Pulse Spectroscopy | |
| US6339714B1 (en) | Apparatus and method for measuring concentrations of a dye in a living organism | |
| JPH0415046A (ja) | 血液循環動態の測定方法 | |
| JPH02305555A (ja) | 血液酸素飽和度・血圧同時測定装置 | |
| Aoyagi | Pulse oximetry: Its origin and development | |
| JP6698422B2 (ja) | ヘマトクリット値測定装置および方法 | |
| US20180353080A1 (en) | Time resolved near infrared remission spectroscopy for noninvasive in vivo blood and tissue analysis | |
| JPH0326236A (ja) | 酸素飽和度測定装置 |
Legal Events
| Date | Code | Title | Description |
|---|---|---|---|
| FPAY | Renewal fee payment (event date is renewal date of database) |
Free format text: PAYMENT UNTIL: 20081222 Year of fee payment: 15 |
|
| FPAY | Renewal fee payment (event date is renewal date of database) |
Free format text: PAYMENT UNTIL: 20081222 Year of fee payment: 15 |
|
| FPAY | Renewal fee payment (event date is renewal date of database) |
Free format text: PAYMENT UNTIL: 20091222 Year of fee payment: 16 |
|
| EXPY | Cancellation because of completion of term |