JPH0412736A - 生体測定装置 - 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１ この発明は、生体組織に光を入射し、その反射光強度か
ら該生体組織内の酸素消費等、代謝を検出する生体測定
装置に関する。

【従来の技術］ 生体中の各部分には血液中のヘモグロビンによって酸素
が供給される。ヘモグロビンで酸素を持っている酸化型
（Ｈｂ○２）と酸素を持っていない還元型（Ｈｂ）では
光の吸収特性が違う。これを利用して、生体の各部分組
織の中にあるＨｂ、ＨｂＯ２の量の変化をモニターして
、生体組織内の酸素消費等、代謝をモニターする装置が
ある。 従来、この種の反射型生体測定装置としては、生体組織
の表面に光を入射する第１のタイプの反射型オキシメー
タと、血管内に探針を入れて、ここに光を入射させる第
２のタイプの反射型オキシメータ等がある。 【発明が解決しようとする課題］ 前者の、生体組織表面に光を入射する反射型オキシメー
タは、生体組織表面の一点に５種類の異なる波長の光を
入射し、その相対反射光強度を、経験的実験データと比
較して、ヘマトクリット値とＳＯ２値（血液酸素飽和度
）を算出するようにしているが、装置が複雑且つ大型と
なり、更に測定部位の動き、光源及び検出器と測定部位
との接触状態による誤差が生じやすいという問題点があ
る。 又、生体の測定部位の差による誤差、更には止体組織、
例えば皮膚の色等による誤差が生じやすいという問題点
がある。 又、前記血管内に探針を入れる第２のタイプの反射型オ
キシメータは、侵襲的な方法であり、且つ、得られる情
報が生体組織内の情報ではなく、静脈、動脈中の情報で
あるので、運動時や局部的な酸素消費のデータを得るこ
とができないという問題点がある。 この発明は上記従来の問題点に鑑みてなされたものであ
って、小型軽量で携帯性良く、且つ、測定部位の動き、
あるいは、光源及び検出器と測定部位の接触状態による
誤差、生体組織の部位、色による誤差を低減させること
ができると共に、侵襲的でなく、且つ運動時や局部的な
酸素消費のデータを得ることができる生体測定装置を提
供することを目的とする。 【課題を解決するための手段】 この発明は、光源から生体に光を入射し、その反射光強
度から、生体内酸素消費等、代謝の変化を測定する生体
測定装置において、前記反射光の測定部を、前記光源か
らの距離の異なる２点以上に設けると共に、前記測定部
における反射光強度の、光入射位置からの距離に対する
減衰を、指数関数とみなし、その指数部の変化量を演算
する演算装置を設けることにより上記目的を達成するも
のである。 又、前記測定部の前記光源からの距離を減衰が指数関数
とみなし得る距離とすることにより上記目的を達成する
ものである。 更に、前記生体への光入射点、及び複数の測定部を、同
一仮想直線上に配置することにより上記目的を達成する
ものである。 又、前記光源及び複数の測定部を、同一筐体の同一面に
形成された窓に配置することにより上記目的を達成する
ものである。 更に前記筐体を取付具により生体に装着可能とすること
により上記目的を達成するものである。 更に又、前記光源を、２種類以上の波長の光を選択的に
発生し、且つ、生体の一点に入射するよう構成すること
により上記目的を達成するものである。 又、前記光源を、その発生光の波長が６００〜１３００
ｎｍの範囲となるようにして上記目的を達成するもので
ある。 又、前記光源光の波長を８０５　ｎｍを間にして選択す
ることにより上記目的を達成するものである。 （作用） この発明においては、生体に入射した光の反射光を測定
する測定部を、光源からの距離の異なる２点以上に設け
、測定部における反射光強度の、光入射位置からの距離
に対する減衰を指数関数とみなして、その指数部の変化
量を演算するようにしているので、測定部位の動き、光
源及び検出器の、測定部位への接触状態による誤差、を
低減させることができる。又、異なる波長の２種類以上
の光を、選択的に生体へ入射して測定するので、生体の
部分差、例えば、皮膚の色の差等による誤差を防止でき
る。更に、測定部は最低２点設ければ良いので、装置を
簡単且つ、小型化することができる。

【実施例】

以下、本発明の実施例を詳細に説明する。 この実施例に係る生体測定装置１０は、第１図に示され
るように、主要構成部分が収納される筐体１２と、この
筐体１２の生体組織、例えば人間の腕１４に装着させる
ためのバンド１６を備えている。 前記筐体１２の、腕１４側の面には、各々独立した凹所
１８Ａ〜１８Ｃが形成され、これら凹所１８Ａ〜１８Ｇ
には、各々、光源２０、第１受光部２２及び第２受光部
２４が配置されている。 前記光源２０は、異なる波長の光を発止する２個の発光
ダイオード２ＯＡ、２０Ｂと、これら発行ダイオード２
ＯＡ、２０Ｂの発光面側に配置されたボールレンズ２０
Ｃとから形成されている。 又、第３図に示されるように、前記第１受光部２２及び
第２受光部２４は、共に受光した光を光電変換フォトダ
イオード２２Ａ、２４Ａ及びこれらの出力を増幅するア
ンプ２２Ｂ１２４Ｂとから構成されている。 前記凹所１８Ａ〜１８Ｃは、透明樹脂２６で覆われ、該
透明樹脂２６の外側面２６ＡＩ筐体１２の外側面で、且
つ生体の表面に接触する窓を構成している。 更に、前記筐体１２内には、マイコン２８と、このマイ
コン２８により制御され、前記光１２０における発光ダ
イオード２ＯＡ１２０Ｂを点滅させるドライバー３０と
、アンプ２２Ｂ、２４Ｂの出力をＡ／Ｄ変換してマイコ
ン２８に出力するＡ／Ｄ変換器３２Ａ、３２Ｂと、マイ
コン２８による演算結果を出力するテレメータ３４とが
、ＩＣ化されて内蔵されている。 又、前記筐体１２の、凹所１８Ａ〜１８Ｃと反対側の正
面には、マイコン２８による演算結果を表示するための
液晶デイスプレィ３６が設けられている。 ここで、前記光′ａ２０、第１受光部２２及び第２受光
部２４は、第４図に示されるように、同一仮想直線３８
上に配置されている。 又、筺体１２における凹所１８Ａ〜１８Ｃの周囲には、
接着テープ４０が設けられ、生体表面に、筐体７２の光
源、受光部側の面が密着できるようにされている。 第４図の符号４２は、前記テレメータ３４からの出力を
受信する受信機４２Ａと、その内容を表示するためのデ
イスプレィ４２Ｂからなるリモートデイスプレィ装置を
示す。 ここで、前記光源２０を構成する発光ダイオード２０△
、２０Ｂは、この実施例においては、それぞれ波長６７
７ｎｍ及び８３０ｎｍの光を発生するように選択されて
いる。 又、前記光源２０と第１受光部２２の直線距離ａは、３
１以上となるようにされている。 前記マイコン２８は、詳細は後述するが、ドライバー３
０を介して、光源２０の発光ダイオード２ＯＡ、２０Ｂ
を交互に発光させ、このときの第１受光部２２及び第２
受光部２４における各反射光強度の、光入射位置、即ち
光源２０からの距離に対して減衰を指数関数とみなし、
その指数部の変化量を演算するように構成されている。 次に上記実施例装置の作用について説明する。 まず、測定の原理について説明する。 第５図に示されるように、発光ダイオード２０Ａ、２０
Ｂからの２波長の光の生体の１点への入射光量をＩ　Ｏ
Ｎ　Ｊ　ｏ　、第１、第２受光部２２．２４に受光され
る反射光量を距１１ａにおいては■。、Ｊ　ａ　、距離
ｂ　　（ａ　＜ｂ　）においてはＩ　ｂ　ｓ　Ｊ　ｂ　
ｚａ′、ｂ′を光の実質な光路長とする。 反射光ｍの距離に対する減衰がｌ　ａｍｂｅｒｔ　−３
ｅｅｒ則に従って指数関数的に減衰すると考える。 波長１では、 １（Ｌ＝ＩＯｅＸＩ）　　　（（Ｘａ’　　　　　Ｂ）
−（１Ａ）Ｉｂ＝Ｉｏ　　ｅＸＩ）（−（Ｘｂ’　−８
’　　）・・（１Ｂ）波長２では、 Ｊα＝ＪＯｅＸｐ（−βａ　’　−Ｂ　）　・（２Ａ）
Ｊｂ＝Ｊｏ　　ｅｘｐ（−βｂ　’　−８’　）−（２
Ｂ）ここで、Ｂ、Ｂ’　は、Ｈｂ　、Ｈｂ　０２の吸収
以外の成分、α、βは、Ｈｂ　、Ｈｂｏｚによる吸光度
である。 α８εＨｂｌ　　ＣＨｂ ＋ε＋ｂｏ２１　　ＣＨｂｏｚ β；ε＋ｂＪ　　Ｃａｂ ＋ε＋ｂｏ２Ｊ　　ＣＨｂｏ２　となる。ここで、ＣＨ
ｂｏｚ、ＣＨは、１−１ｂ　、　Ｈｂ　０２の生体組織
内の濃度、εＨｂ　Ｉ　％εＨｂｏ２Ｉは、波長１に対
するＨｌｌ、Ｈｂｏｚの吸光度、ＣＨｂ　Ｊ　ｓε＋ｂ
ｏ２Ｊは、波長２に対するＨｂＳＨｂＯｚの吸光度であ
る。 波長１に対して、（１Ａ）、（１Ｂ）式よりｌｏｇ　　
（１（Ｌ／Ｉｏ）＝−（２ａ’　　　Ｂｌｏｇ　　（Ｉ
ｂ／Ｉｏ）＝−αｂ’−Ｂ’上式より ０（１（ＩｃＬ／Ｉｂ） 一α＜ｂ’−ａ’　　）＋（８’　　−８＞　　となり
、反射光量の減衰をｌｏｇ　　（ＩｃＬ／Ｉｂ）＝ＩＣ
，ｂとおくと Ｉｃｂ＝（２（ｂ’　　−ａ’　　）＋　　＜Ｂ　　　
Ｂ’　　）・・・　（３） （３）式を前回の計測と比較して、 Ｉｃｂ（Ｎ　　１）＝ α（Ｎ−１＞−（ｂ’　−ａ’　）＋　（Ｂ−８’　）
Ｉαｂ（Ｎ）＝ α（Ｎ）　　（ｂ’−ａ’）＋（Ｂ−Ｂ’）上式より Ｉｎｂ　（Ｎ）　　ＩｃＬｂ　（Ｎ　　１）＝（α（Ｎ
＞−α（Ｎ−１））（ｂ’　−ａ’　　）α（Ｎ−１）
、α（Ｎ＞を書き直して、α〈Ｎ）＝ε＋ｂｌ・Ｃａｂ
　（Ｎ＞ ＋ε＋ｂｏ２Ｉ　０Ｃ＋ｂｏｚ　（Ｎ）α（Ｎ）−α（
Ｎ−１＞＝ε＋ｂＩ・ （ＣＨｂ　（Ｎ）　−ＣＨｂ　（Ｎ　−１）　）（ε＋
ｂｏ２１０（ＣＨｂｏｚ　（Ｎ）ＣＨｂｏｚ（Ｎ　　１
）） ＝εｈｂｌ命ΔＣａｂ ＋ε＋ｂｏｚ１０△ＣＨｂｏｚ よって、 ε＋ｂＩ　　０△Ｃａｂ ＋εＨｂ　０２　■　０ΔＣＨｂ　０２＝（ＩｃＬｂ（
Ｎ）　　　Ｉｃｂ（Ｎ−１））／（ｂ’−ａ’）　　　
　　　　　　　　　　・・・　（４Ａ）波長２でも同様
に ε＋ｂＪ・△ＣＨｂ ＋　ε　Ｈｂ０２　−ノ　６　Δ　Ｃ）Ｉｂ０２＝（Ｊ
ｃＬｂ　（Ｎ）　　Ｊａｂ　（Ｎ　　１））／（ｂ’−
ａ’）　　　　　　　　　・・・（４Ｂ）（４Ａ）、（
４Ｂ）の式より△ＣＨｂ、ＣＨｂ０２の値、即ちＨｂｑ
　Ｈｉ、０２の濃度の変化が求められる。 更に、測定点（受光部）を３点以上とすることによって
、Ｉαｂ、ＪＬＩＬｂを対数上の直線回帰として求めれ
ば測定精度の向上となり、３波長以上としても（４Ａ）
、（４Ｂ）に式相当する式が増え精度の向上となる。 ここで、上記実施例において、光源２０における発光ダ
イオード２ＯＡ、２０Ｂの発光波長は、６７０ｎｍ、８
３０ｎｍとされテイルカ、コレハ、第６図に示されるよ
うに、この波長光が、生体組織の光透過性が良く、且つ
酸化型ヘモグロビン（Ｈｂｏｚ　）と還元型ヘモグロビ
ン（Ｈｂ）の吸光特性が異なるという条件のもとで、６
００〜１３０Ｑｎｍの範囲が適当だからである。特に、
第６図かられかるように、８０５　ｎｍの波長では、Ｈ
ｂとＨｂｏｚの吸光度が等しくなる。前述の如く、発光
ダイオード２ＯＡ、２０Ｂの発光波長を、この８０５０
ｍを間にして選択したのは、この波長を境に、Ｈｂ、Ｈ
ｂｏｚの吸光度変化が逆転し、その差が大きくなるため
である。 上記発光波長６７０ｎｌｌｌ及び８３０ｎｌＷの場合、
ラットによる測定実験では、光源２０と、これに対する
第１受光部２２及び第２受光部２４との直線距離ａ、ｂ
に対して、光が反射して生体組織中を通った道程は散乱
のため長くなっているが、直線距離ａ、ｂに対して実質
的な光の走行距離ａ′ｂ′が、３〜４倍となっていて、
且つ２つの波長光での相違が見出されなかった。 前述のＬ　ｕｍｂｅｒｔ　−Ｂ　ｅｅｒ則と生体内部の
Ｈｂ、Ｈｂ　０２の濃度変換による反射光量の変化との
関係を確認するために、本発明者は、第７図に示される
ようにラット４４で実験を行った。 この実験は、一対のペリスタポンプ４６によりラット４
４の血液を、大腿部４４Ａから人口血液（フルオロカー
ボン）に置換することによって、血液のへマドクリット
（赤血球容積比）を変化させ、ラット４４の生体組織内
のヘモグロビンの濃度を変えて、反射光量を計測したも
のである。 光源は、波長６６０　ｒ＋ｍ光を出力する発光ダイオー
ドと、波長８３０　ｎｍ光を出力するレイザーダイオー
ドとし、光源から受光部までの直線距離を３゜５．５．
５．７．５．９．５及び１０．５ｎ＋ｎ＋とした。計測
結果は、縦軸に反射光量の１０ｇ、横軸に距離を取って
、ヘマトクリット４２％の場合を第８図に、ヘマトクリ
ット５，５％の場合を第９図にそれぞれに示す。 これらの図から、光源から受光部が３ｍｍ以上離れてい
れば、反射光の減衰が直線となり、ｌ　ｕｍｂｅｒｔ−
Ｂｅｅｒ則が成立つことが確認された。 又、第８図及び第９図の測定点の回帰直線の傾き（前述
の式中のＩｎｂ、Ｊαｂに相当する）を縦軸にして、生
体組織中のヘモグロビン濃度に比例すると考えられるヘ
マトクリト値を横軸にすると第１０図及び１１図のよう
に、直線関係となることが確認された。 なお、この第１０図及び第１１図は、前記第８図及び第
９図の場合と異なるラットについて計測したものであり
、固体が異なっても直線関係が見出されることが確認さ
れた。 又、人間での測定実験は、光源から受光部までの距離が
３〜１１ｍｍの５点で測定した値を、前述のように直線
回帰してその傾きをｍ軸に、且つ横軸に時間経過を取る
と第１２図のようになった。 この場合、第１３図に示されるように、測定中に、血圧
測定用のカフ（ＣＵＦＦ）４８で、血流を止めて測定し
た。 第１２図に示すように、人の腕においても、血液の脱酸
素化が計測された。 なお、上記実施例においては、光源２０として２種類の
発光ダイオード２ＯＡ、２０Ｂが用いられているが、こ
れはレイザーダイオードあるいは他の光源によって適宜
置換えてもよい。 又、第１４図に示されるように、凹所１８Ａ毎にビーム
スプリッタ５０を配置して、２つの発光ダイオード２Ｏ
Ａ、２０Ｂ又はレーザダイオード等による出射光線を同
一光軸上となるようにしてもよい。

【図面の簡単な説明】

第１図は、本発明に係る生体測定装置の実施例を示す斜
視図、第２図は、第１図の■−■線に沿う拡大断面図、
第３図は、同実施例装置の要部を示ず回路図、第４図は
、同実施例装置を拡大して示す斜視図、第５図は、本発
明による測定原理を示す略示断面図、第６図は、酸化型
及び還元型ヘモグロビンにおける吸光度と光の波長との
関係を示す線図、第７図は、本発明装置によりマウスで
測定を行った状態を示すブロック図、第８図及び第９図
は、同マウスの計測実験の結果を示す絵図、第１０図及
び第１１図は、前記第８図及び第９図行った場合の結果
を示す線図、第１３図は、人間の腕で計測実験を行う状
態を示す斜視図、第１４図は、本発明装置の光源が異な
る場合の実施例を示す第２図と同様の断面図である。 １０・・・生体測定装置、　　　１２・・・筐体、１４
・・・腕、　　　　　　　　１６・・・バンド、１８Ａ
〜１８Ｃ・・・凹所、　　２０・・・光源、２ＯＡ、２
０Ｂ・・・発光ダイオード、２２・・・第１受光部、 ２２Ａ、２４Ａ・・・フォトダイオード、２４・・・第
２受光部、　　　　　２８・・・マイコン、３８・・・
仮想直線。

Claims (8)

【特許請求の範囲】
1. （１）光源から生体に光を入射し、その反射光強度から
   、生体内酸素消費等、代謝の変化を測定する生体測定装
   置において、前記反射光の測定部を、前記光源からの距
   離の異なる２点以上に設けると共に、前記測定部におけ
   る反射光強度の、光入射位置からの距離に対する減衰を
   、指数関数とみなし、その指数部の変化量を演算する演
   算装置を設けたことを特徴とする生体測定装置。
2. （２）請求項１において、前記測定部の前記光源からの
   距離を、減衰が指数関数とみなし得る距離としたことを
   特徴とする生体測定装置。
3. （３）請求項１又は２において、前記生体への光入射点
   、及び複数の測定部は、同一仮想直線上配置されたこと
   を特徴とする生体測定装置。
4. （４）請求項１、２又は３において、前記光源及び複数
   の測定部は、同一筐体の同一面に形成された窓に配置さ
   れたことを特徴とする生体測定装置。
5. （５）請求項４において、前記筺体は、取付具により生
   体に装着可能とされたことを特徴とする生体測定装置。
6. （６）請求項１乃至５のうちいずれかにおいて、前記光
   源は、２種類以上の波長の光を選択的に発生し、且つ、
   生体の１点に入射するように構成されたことを特徴とす
   る生体測定装置。
7. （７）請求項６において、前記光源は、その発生光の波
   長が６００〜１３００ｎｍの範囲となるようにされたこ
   とを特徴とする生体測定装置。
8. （８）請求項７において、前記光源光の波長は、８０５
   ｎｍを間にして選択されたことを特徴とする生体測定装
   置。