JPH0318742A

JPH0318742A - 酸素飽和度測定装置

Info

Publication number: JPH0318742A
Application number: JP1152115A
Authority: JP
Inventors: Hiromasa Kono; 弘昌河野
Original assignee: Terumo Corp
Current assignee: Terumo Corp
Priority date: 1989-06-16
Filing date: 1989-06-16
Publication date: 1991-01-28

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】［産業上の利用分野コ本発明は血液中のヘモグロビンの吸光特性を利用し、ヘ
モグロビンの酸素飽和度を測定する酸素飽和度測定装置
に関する。

［従来の技術］従来、血液中のヘモグロビンの酸素飽和度を測定する方
法として、２つの波長λｌ、Ｉ’−２の光を血液中に照
射して、その反射光強度を測定し、次のような関係式よ
り酸素飽和度を求めている。

ＳＯｚ　”Ａ＋ＢＸ　（Ｉ２　／Ｉ　Ｉ）但し、Ｉｔ，
Ｉｚは、それぞれ波長λ，および丸２の光に対する反射
光強度、Ａ，Ｂは定数である。

［発明が解決しようとする課題］しかしながら上記の関係式により酸素飽和度を算出する
方法では、血液中の生理学的因子、特にヘマトクリット
値（血液中の赤血球体積の占める割合）による影響が大
きく、特に酸素飽和度が比較的低いときに、その測定精
度が低下するという問題があった。このような問題を解
決するために、本願出願人は特開昭６４−２９７３８号
により、ヘマトクリット値の影響を少なくした酸素飽和
度の測定装置を提案している。本願出願はさらにこれを
改良したものである。

本発明は上記従来例に鑑みてなされたもので、酸素飽和
度の低い領域においてもヘマトクリット値の影響を受け
ることなく正確な酸素飽和度が測定できる酸素飽和度測
定装置を提供することを目的とする．［課題を解決するための手段］上記目的を達成するために本発明の酸素飽和度測定装置
は以下の様な構成からなる。即ち、第１の波長の光を血
液中に照射する第１の光照射手段と、前記第１の波長の
光と異なる第２の波長の光を前記血液中に照射する第２
の光照射手段と、前記第１及び第２の光照射手段より前
記血液中に照射されたそれぞれの光の、前記血液からの
反射光強度を検出する検出手段と、前記検出手段により
検出された各波長に対する反射光強度のそれぞれを対数
変換する変換手段と、前記変換手段により対数変換され
た各波長に対する反射光強度の比を求め、関係式により
酸素飽和度を算出する算出手段とを有する。

［作用］以上の構成において、第１の波長と第２の波長の光を血
液中に照射し、その照射されたそれぞれの光の、血液か
らの反躬光強度を検出する。こうして検出された各波長
に対する反射光強度のそれぞれを対数変換し、各波長に
対する反射光強度の比を求める。こうして、この比を関
係式に代入することにより酸素飽和度を算出することが
できる。

［実施例］以下、添付図面を参照して本発明の好適な実施例を詳細
に説明する．［酸素飽和度測定装置の説明　（第１図）］第１図は実
施例の酸素飽和度測定装置１０の概略構成を示すブロッ
ク図である．図において、１１，ｌｌａは人工心肺回路などの体外循
環回路に組込まれて使用され、血液中での光の反射光強
度を測定するためのブローブである．このプローブｌ１
の詳細は、第２図と第３図を参照して詳しく後述する．
なお、ここでは２っのブローブ１ｌが接続された２チャ
ネルで構成されているが、いずれか１チャネルでもよい
ことはもちろんである。

１２はパルスタイミング回路で、ＬＥＤ駆勤回路ｌ３に
ＬＥＤ１４　（１４１と１４２）の駆動タイミング信号
を出力するとともに、各波長に対する反射光強度をサン
プリングするためのタイミング信号をサンプル・ホール
ド回路ｌ８に出力している。】３はＬＥＤ駆動回路で、
パルスタイミング回路１２よりのタイミング信号により
、ＬＥＤｌ４の２つのＬＥＤ　１　４　１と１４２のい
ずれかを駆動して発光させている。１４は６６０ｎｍの
波長の光と８００ｎｍの波長の光とを出力することがで
きる発光ダイオード（ＬＥＤ）で、ここではＬＥＤ１４
１（波長が６６０ｎｍ　）とＬＥＤ１４２（波長が８０
０ｎｍ）の２つで構成している。こうして各ＬＥＤから
発せられる波長の異なる光は、光カブラで結合されて１
本の光ファイバにまとめられ、ブローブ１１に送られる
。

なお、ＬＥＤｌ４を、例えば駆動電圧などを変化させる
ことによりその出力光の波長を６６０ｎｍと８００ｎｍ
との間で変更できるＬＥＤとすると、１つのＬＥＤで代
用できる。

１５はブローブｌ１と装置本体とを接続する接続部で、
ブローブ１１と本体とは光ケーブル２８で接続されてい
る。ｌ６は光電変換部とブリアンプとが一体化された部
分で、ブローブ１１よりの反射光を入力して、その入力
光の強度に対応した電気信号を出力している。ｌ７はメ
、インアンプで、光電変換部ｌ６よりの電気信号を更に
増幅している。サンプルホールド回路ｌ８は、パルスタ
イミング回路１２よりのタイミング信号を入力し、その
タイミング信号に同期してメインアンプ部１７よりのア
ナログ信号をサンプルホールドする。

なお、ＬＥＤ１４より発光される各波長の光は、互いに
時間的な重なりが生じないようにパルスタイミング回路
１２よりのタイミング信号で制御されているため、サン
プルホールド回路１８では各波長に対する反射光強度を
独立してホールドすることができる。こうしてサンプル
ホールドされた信号は、フィルタ回路１９によりノイズ
成分がフィルタリングされた後、制御部２０に出力され
る。

制御部２０では、フィルタ回路ｌ９よりのアナログ信号
をＡ／Ｄコンバータ２２によりデジタル信号に変換して
ＣＰＵ回路２１に入力している。

制御部２０はパルスタイミング回路１２よりのタイミン
グ信号３３．３４　（３５，ａ６）を入力しており、こ
れによりＡ／Ｄコンバータ２２より入力したデジタル信
号が、いずれのブローブよりのどの波長に対する反射光
強度であるかを判別することができる。ここでは、例え
ばタイミング信号３３　（３５）は波長が６６０ｎｍの
光に対する反射光強度の入力タイミングを示し、タイミ
ング信号３４　（３６）は波長８００ｎｍの光に対する
反射光強度の入力タイミングを示している．２１はマイ
クロプロセッサなどを含むＣＰＵ回路で、ＲＯＭ２４に
記憶されている制御プログラムや各種データに従って制
御を行っている。２５はＣＰＵ回路のワークエリアとし
て使用され、各種データを一時保存するＲＡＭである．
２３は操作部で、オペレータにより操作され、測定の開
始や各種機能指示を入力することができる。２７は表示
部で、表示回路２６により駆動されてオペレータへのメ
ッセージや測定結果などを表示する。２８は、例えば外
部出力端子を通して接続されているプリンタなどの外部
装置に測定データなどを出力するための外部出力回路で
ある。

３０は電源回路で、ＡＣＩＯＯＶを入力して装置で使用
する各種電源電圧を作成している。３１はスイッチング
・レギュレータなどの電源回路で、図示の如く各種直流
電圧を出力している。３２は電源ラインに設けられたラ
インフィルタで、ＡＣラインを通して入力される電源ノ
イズを減衰させている．［ブローブの説明　（第２図〜第３図）］第２図は実施
例の光センサ用ブローブ１１の形状を示す図で、説明の
ため一部を切欠いて断面で示している。第３図は光照射
部より照射された光が赤血球により反射されて受光部に
入射するのを示した模式図である。

第２図において、光センサ用ブローブ１１はコネクタ１
０２により、体外血液循環回路を構成している管１０１
に固着されており、管１０ｌ内は流動する血液により満
たされている。管１０１の端面１０３は、コネクタ１０
２の内壁面１０４と同一平面になるよう平面加工が施さ
れ、血流の乱れが生じないようになっている。この先セ
ンサ用ブローブｌ１は基本的に４つの部品で構或されて
おり、２本のＰＭＭＡ　（ポリメチルメタクリレート）
光ファイバ１０５と光ファイバ１０６を固定するブロー
ブ本体１１０、ブローブ本体１１０をコネクタ１０２に
固定する固定ナット１０７、光ファイバ１０５と１０６
とを保護する塩ビチューブ２８と、光センサ用ブローブ
１ｌとの接続が極端に小さい曲率にならないために設け
られた軟質塩ビ性のキャップ１０９、そして血液の漏れ
防止のためのＯリング１１１により構成されている。

なお、ＰＭＭＡの代わりに石英ファイバを用いても良い
。

この実施例のブローブ１１には、２本の光ファイバ１０
５、１０６が固定されており、そのうちの１つ（１０５
）は、血液中へ照射する光を、前述したＬＥＤ　１　４
等の発光源から伝達して管１０１内に照射する光照射部
を形成しており、もう一方の光ファイバ１０６は、光フ
ァイバ１０５より血液中へ照射された光のうちの血液中
の赤血球で反射された光を、例えばフォトダイオード等
の光強度を検出する光電変換部ｌ６へ伝達する光ファイ
バである．第３図は実施例のプローブ１１において、管１０１にお
けろ血液中の赤血球で光が反射される状態を説明するた
めの図である。

図において、光ファイバ１０５の管１０１内の血液２０
２と接触する端面により構戊される光照射部から、特定
波長の光が血液２０２中に照射されている．この光のう
ち赤血球２０１で反射された反射光の一部が、光ファイ
バ１０６で構成される受光部に入射される。この入射さ
れた反躬光は光ファイバ１０６を通して光電変換部ｌ６
に送られて反射光強度が測定される。

この反射光強度は、２本の光ファイバｌ○５と１０６と
の間隔２１０を変えることにより変化する．これは光が
血液２０２中で散乱を繰返しながら進行し、受光部に到
達するまでの経路に依存していると考えられるためであ
る。このことを簡単に説明すると、間隔（光ファイバ１
０５と１０６の中心間距離）２１０が小さいときは、検
出された反射光強度は、ファイバ１０５と１０６（７）
血液２０２との接触端面近傍からの散乱光が大きな割合
を占め、間隔２１０が広がるにつれて接触端面から遠い
赤血球２０１により反射された散乱光の割合が増大する
。

従って、発光用光ファイバ１０５と受光用光ファイバ１
０６との間隔２１０を広くとることにより、コネクタ内
壁面１０４近傍で生じる血流の乱れ及びヘマトクリット
の変動の影響を受けにくくなる。また、間隔２１０を広
くとることにより、光が十分に拡散され、個々の赤血球
のサイズ等に影響されにくい平均化された反射光を受光
できるようになる。

この実施例では、光ファイバ１０５と１０６の径をそれ
ぞれ０．７５ｍｍとし、各ファイバ間の間隔を約２ｍｍ
としている。

［測定処理の説明　（第ｌ図、第４図）］第４図は実施
例の酸素飽和度測定装置１０のＣＰＵ回路２１で実行さ
れる計測処理を示すフローチャートで、この処理の実行
を制御する制御プログラムはＲＯＭ２４に記憶されてい
る。

この処理は、例えば操作部２３よりの計測開始指示によ
り開始され、ステップＳ１で波長６６０ｎｍと８００ｎ
ｍに対応した光に対する反射光強度を複数入力する。こ
れはパルスタイミング回路１２より出力されるタイミン
グ信号３３と３４（あるいは３５．３６）を入力すると
、そのタイミング信号に同期してＡ／Ｄコンバータ２２
よりのデジタル信号を入力することにより行われる。

こうして各波長に対する複数の反射光強度が入力されて
、ＲＡＭ２５に記憶されるとステップ．Ｓ　２に進み、
それら反射光強度の平均値を求める。これは、各反射光
強度情報に含まれる誤差による影響を少なくするためで
ある。

次にステップＳ３に進み、ステップＳ２で算出された反
射光強度の値を正規化する。これは反射率が一定である
白色板よりの反射光強度を、前述した各波長に対して算
出し、それぞれＷ６６０，Ｗ８００とする。そして、ス
テップＳ２で求めた反射光強度を、それぞれＲ６６０　
（波長６６０ｎｍに対する平均反射光強度）．Ｒ８００
（波長８００ｎｍに対する平均反射光強度）とすると、
正規化された値（Ｎｌ　，　Ｎ２　）はそれぞれ下式で
与えられる。

Ｎ，＝Ｒ６６０／Ｗ６６０Ｎ　ａ　＝Ｒ　８　０　０　／　Ｗ　８　０　０次にス
テップＳ４に進み、前述したステップで算出された反射
光強度をもとに、下式を用いてＬ＋　，Ｌ２を算出する
。

Ｌ＋　＝Ｌｏ　ｇ　｛Ｃ＋　ｘ　（Ｎ＋　十Ｃ２　）　
）　・（１）Ｌｌ　＝ＬＯ　ｇ　（ｃ＋　ｘ　（Ｎ２　
＋ｃ，）　）　−（２）ただし、ここでＣ１，Ｃ２　，
Ｃｓは光センサブローブ１ｌと、血液の動物種に依存し
た定数である。

次にステップＳ５に進み、下式により酸素飽和度を求め
る。

ＳＯ２　＝ａｉ（Ｌ＋／Ｌｚ）’　＋ａｚ（Ｌ＋／Ｌ＊
）２＋ａ＋（Ｌ＋／Ｌｚ）＋ａｏ　　−　（３）但し、
ここでａｏ，ａ＋．ａ２，ａ３は、光センサブローブ１
１と血液の動物種に依存した定数である．なお、本実施例においては、各波長に対して２０点（５
秒間で計測）の平均値を求め、その平均値を較正して酸
素飽和度を算出している。また、この実施例では、前述
した各定数は、ａｏ＝１０４．０，ａｔ　＝　　１　１
．０８，ａ２＝　　２６．３９，ａｓ　＝６．４　０　
６，ＣＩ＝０．６，Ｃ２＝０．００８，Ｃ，＝Ｏとして
いる。

こうして酸素飽和度Ｓ○２が算出されるとステップＳ６
に進み、その計算結果を表示器２７に表示して処理を終
了する。

なお、この実施例では、反射光強度の平均値を求めて、
その後正規化を行ない、その正規化された値を基に酸素
飽和度を求めるようにしたが、これに限定されるもので
なく、Ａ／Ｄコンバータ２２より入力される反射光強度
値をそのまま用いて酸素飽和度を算出してもよいことは
もちろんである。

第５図は本実施例の酸素飽和度測定装置１０により計測
された計測結果を示す図である。

ここでは、血液を満たした血液回路に光センサブローブ
１１を取付け、反射光強度の測定を行った。この測定中
、血液は常にローラボンブで循環され、回路に設けた人
工心肺によって血液の酸素飽和度を制御するとともに、
ヘマトクリット値の影響を確認するため、ヘマトクリッ
ト値は約２０％から４５％まで変化させた。

図において、縦軸は、分光学的に血液の酸素飽和度を測
定する○ＳＭ２　　ＨＥＭＯＸＩＭＥＴＥＲ■（ラジオ
メータ社製）による測定値を示している．以上説明したように本実施例によれば、従来のへマトク
リット値の影響を除くことができなかった、酸素飽和度
が２０〜４０％の低い領域においても、２つの波長に対
するそれぞれの反射光強度の対数値を用いて酸素飽和度
を算出することにより、ヘマトクリット値の影響を受け
ることなく酸素飽和度が正確に測定できる効果がある。

［発明の効果］以上説明したように本発明によれば、酸素飽和度の低い
領域においてもヘマトクリット値の影響を受けることな
く正確な酸素飽和度が測定できる効果がある，

【図面の簡単な説明】

第１図は実施例の酸素飽和度測定装置の概略構或を示す
ブロック図、第２図は実施例の光センサブローブの構戊を示す図、第３図は血液中に照射された光が赤血球によって反射さ
れ受光部に入射するところを示す模式図、第４図は実施例の酸素飽和度測定装置における計測処理
を示すフローチャート、そして第５図は実施例の酸素飽
和度測定装置による測定結果を示す図である。図中、１０・・・酸素飽和度測定装置、１ｌ・・・ブロ
ーブ、１２・・・パルスタイミング回路、ｌ３・・・Ｌ
ＥＤ駆動回路、ｌ４・・・ＬＥＤ，１５・・・接続部、
ｌ６・・・光電変換部、ｌ７・・・メインアンプ部、１
８・・・サンプルホールド回路、１９・・・フィルタ回
路、２０・・・制御部、２１・・・ＣＰＵ回路、２２・
・・Ａ／Ｄコンバータ、２３・・・操作部、２４・・・
ＲＯＭ，２５・・・ＲＡＭ，２７・・・表示器、２８・
・・光ファイバ、３３〜３６・・・タイミング信号であ
る．

Claims

【特許請求の範囲】

（１）第１の波長の光を血液中に照射する第１の光照射
手段と、前記第１の波長の光と異なる第２の波長の光を前記血液
中に照射する第２の光照射手段と、前記第１及び第２の
光照射手段より前記血液中に照射されたそれぞれの光の
、前記血液からの反射光強度を検出する検出手段と、前記検出手段により検出された各波長に対する反射光強
度のそれぞれを対数変換する変換手段と、前記変換手段により対数変換された各波長に対する反射
光強度の比を求め、関係式により酸素飽和度を算出する
算出手段と、を有することを特徴とする酸素飽和度測定装置。
（２）前記変換手段は、さらに反射光強度を補正する補
正手段を備え、該補正手段により補正された反射光強度
を対数変換するようにしたことを特徴とする請求項第１
項に記載の酸素飽和度測定装置。
（３）前記第１の波長は６６０ｎｍで、前記第２の波長
は８００ｎｍであることを特徴とする請求項第１項に記
載の酸素飽和度測定装置。
（４）前記算出手段は波長６６０ｎｍと８００ｎｍの光
に対する反射光強度の対数変換値をそれぞれＬ＿１，Ｌ
＿２とすると、関係式ａ＿３（Ｌ＿１／Ｌ＿２）＾３＋ａ＿２（Ｌ＿１／Ｌ＿
２）＾２＋ａ＿１（Ｌ＿１／Ｌ＿２）＋ａ＿０により酸
素飽和度を求めることを特徴とする請求項第３項に記載
の酸素飽和度測定装置。