JPH05228129A - 動脈血の酸素飽和度の生体内非観血的測定法とそれを実行する装置 - Google Patents
動脈血の酸素飽和度の生体内非観血的測定法とそれを実行する装置Info
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- JPH05228129A JPH05228129A JP4190823A JP19082392A JPH05228129A JP H05228129 A JPH05228129 A JP H05228129A JP 4190823 A JP4190823 A JP 4190823A JP 19082392 A JP19082392 A JP 19082392A JP H05228129 A JPH05228129 A JP H05228129A
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- A61B5/145—Measuring characteristics of blood in vivo, e.g. gas concentration or pH-value ; Measuring characteristics of body fluids or tissues, e.g. interstitial fluid or cerebral tissue
- A61B5/1455—Measuring characteristics of blood in vivo, e.g. gas concentration or pH-value ; Measuring characteristics of body fluids or tissues, e.g. interstitial fluid or cerebral tissue using optical sensors, e.g. spectral photometrical oximeters
- A61B5/14551—Measuring characteristics of blood in vivo, e.g. gas concentration or pH-value ; Measuring characteristics of body fluids or tissues, e.g. interstitial fluid or cerebral tissue using optical sensors, e.g. spectral photometrical oximeters for measuring blood gases
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Abstract
(57)【要約】
【目的】 長時間にわたって動脈血中のＨｂ，ＨｂＯ2
及びＨｂＣＯのそれぞれの割合を測定できる、容易に持
ち運びできる装置を提供する。 【構成】 装置は、クロック（１７）のテンポに合わせ
て周期的にそれぞれ励起される６６０nm、７５０nm及び
９４０nmで発光する３つのレーザダイオード（１１、１
２、１３）を含む。発出された光は、３本の光ファイバ
（１４、１５、１６）によって導かれ、実際上一体にな
った３本の光路上で被検者の脈管を充分に含む組織領域
（１）を通過し、分子吸収を表わすインターレース信号
を送り出すオプトエレクトロニクスセンサ（１０）に到
達する。領域（１）内の動脈血の拍動は、オキシヘモグ
ロビン、デオキシヘモグロビン及びカルボキシヘモグロ
ビンの分子吸収のみの関数である可変的成分を誘発す
る。信号は、可変的成分が抽出されデジタル化される３
本のチャネル上のゲート（２１、２２、２３）によって
切り換えされ、これらの成分は次にマイクロプロセッサ
（３０）内で処理されて酸素飽和度ＳａＯ2 及びヘモグ
ロビン上の一酸化炭素の定着を与える。
及びＨｂＣＯのそれぞれの割合を測定できる、容易に持
ち運びできる装置を提供する。 【構成】 装置は、クロック（１７）のテンポに合わせ
て周期的にそれぞれ励起される６６０nm、７５０nm及び
９４０nmで発光する３つのレーザダイオード（１１、１
２、１３）を含む。発出された光は、３本の光ファイバ
（１４、１５、１６）によって導かれ、実際上一体にな
った３本の光路上で被検者の脈管を充分に含む組織領域
（１）を通過し、分子吸収を表わすインターレース信号
を送り出すオプトエレクトロニクスセンサ（１０）に到
達する。領域（１）内の動脈血の拍動は、オキシヘモグ
ロビン、デオキシヘモグロビン及びカルボキシヘモグロ
ビンの分子吸収のみの関数である可変的成分を誘発す
る。信号は、可変的成分が抽出されデジタル化される３
本のチャネル上のゲート（２１、２２、２３）によって
切り換えされ、これらの成分は次にマイクロプロセッサ
（３０）内で処理されて酸素飽和度ＳａＯ2 及びヘモグ
ロビン上の一酸化炭素の定着を与える。
Description
【０００１】
【産業上の利用分野】本発明は、合計ヘモグロビン濃度
に対するオキシヘモグロビンつまりＨｂＯ2の濃度を比
較することにより被検者の動脈血の酸素飽和度を測定す
る方法において、オプトエレクトロニクスセンサを用い
て、被検者の適当な組織領域を横断しかつ１つは近赤外
もう１つは深みのある赤という各々１つの波長帯域内で
発光するそれぞれ２つの光源から発出する２本の光路上
の吸光度を表わす信号を収集して、これらの代表信号が
拍動性動脈血による吸光に相応する可変的成分と横断さ
れたその他の組織による吸光に相応する連続的成分を含
むようにし；各代表信号から可変的成分を分離し；既知
の公式に従って可変的成分からＨｂＯ2 及びデオキシヘ
モグロビンつまりＨｂのそれぞれの比率を計算し；同様
に既知の要領でここから酸素飽和度を演繹するような方
法に関する。
に対するオキシヘモグロビンつまりＨｂＯ2の濃度を比
較することにより被検者の動脈血の酸素飽和度を測定す
る方法において、オプトエレクトロニクスセンサを用い
て、被検者の適当な組織領域を横断しかつ１つは近赤外
もう１つは深みのある赤という各々１つの波長帯域内で
発光するそれぞれ２つの光源から発出する２本の光路上
の吸光度を表わす信号を収集して、これらの代表信号が
拍動性動脈血による吸光に相応する可変的成分と横断さ
れたその他の組織による吸光に相応する連続的成分を含
むようにし；各代表信号から可変的成分を分離し；既知
の公式に従って可変的成分からＨｂＯ2 及びデオキシヘ
モグロビンつまりＨｂのそれぞれの比率を計算し；同様
に既知の要領でここから酸素飽和度を演繹するような方
法に関する。
【０００２】本発明は同様に、本発明の方法を利用する
ための装置にも関する。
ための装置にも関する。
【０００３】
【従来の技術】動脈血の酸素飽和度の測定により、被検
者の生体が異なる器官の酸素要求に応える能力を達成
し、ひいては危険性なく許容できる運動の限界つまり酸
素療法の妥当性を評価することが可能となる。一般的に
言って、動脈血の酸素飽和度つまりＳａＯ2 の測定は、
動脈血の採取及びその分析によって行なわれる。つま
り、一定の瞬間における測定であり、この場合、器官の
応力に応えた経時的変動についての表示は得られない。
者の生体が異なる器官の酸素要求に応える能力を達成
し、ひいては危険性なく許容できる運動の限界つまり酸
素療法の妥当性を評価することが可能となる。一般的に
言って、動脈血の酸素飽和度つまりＳａＯ2 の測定は、
動脈血の採取及びその分析によって行なわれる。つま
り、一定の瞬間における測定であり、この場合、器官の
応力に応えた経時的変動についての表示は得られない。
【０００４】１９３０年代から１９５０年代にかけて、
特にパイロットがこうむっていた重症の低酸素症を監視
するためのオキシメータが設計された（Nicolai １９３
２年、Matthes １９３５年、Squire１９４０年、Millik
an１９４２年、Wood及びGeraci１９４９年）。これらの
オキシメータの場合、組織による吸光度の測定によって
作業が行なわれ、全体的吸光度から、膨張可能な空気袋
を用いた圧縮により大量失血状態となった組織の吸光度
を導き出した。
特にパイロットがこうむっていた重症の低酸素症を監視
するためのオキシメータが設計された（Nicolai １９３
２年、Matthes １９３５年、Squire１９４０年、Millik
an１９４２年、Wood及びGeraci１９４９年）。これらの
オキシメータの場合、組織による吸光度の測定によって
作業が行なわれ、全体的吸光度から、膨張可能な空気袋
を用いた圧縮により大量失血状態となった組織の吸光度
を導き出した。
【０００５】アオヤギ（１９７４年）は、脈拍オキシメ
ータと呼ばれる連続的動脈飽和測定方法を開発した。こ
の方法は、次のような考慮事項を根拠とするものであ
る：すなわち、軟かい組織は、深みのある赤及び近赤外
線において比較的透明である。一方ヘモグロビンは、オ
キシヘモグロビン及びデオキシヘモグロビンを含むその
異なる形で、これらのスペクトル部分の中できわ立った
吸光度を呈す。
ータと呼ばれる連続的動脈飽和測定方法を開発した。こ
の方法は、次のような考慮事項を根拠とするものであ
る：すなわち、軟かい組織は、深みのある赤及び近赤外
線において比較的透明である。一方ヘモグロビンは、オ
キシヘモグロビン及びデオキシヘモグロビンを含むその
異なる形で、これらのスペクトル部分の中できわ立った
吸光度を呈す。
【０００６】オキシヘモグロビンは、デオキシヘモグロ
ビンの吸光度曲線との関係において深みのある赤におい
て低く近赤外線において高いものである波長に応じた吸
光度曲線を示し、そのため、１つは近赤外線もう１つは
深みのある赤での複数の波長での２回の測定に基づき、
２つの形のヘモグロビン形態の比吸光係数がわかってい
れば、ヘモグロビン形態の吸光度のみが介入するかぎり
においてこれら２つの形態の相対的含有量を計算するこ
とができる。
ビンの吸光度曲線との関係において深みのある赤におい
て低く近赤外線において高いものである波長に応じた吸
光度曲線を示し、そのため、１つは近赤外線もう１つは
深みのある赤での複数の波長での２回の測定に基づき、
２つの形のヘモグロビン形態の比吸光係数がわかってい
れば、ヘモグロビン形態の吸光度のみが介入するかぎり
においてこれら２つの形態の相対的含有量を計算するこ
とができる。
【０００７】動脈網において、血液流量は、心臓のテン
ポに合わせて送り出される；光源とオプトエレクトロニ
クスセンサの間で光路が横断する組織領域内では、動脈
血の量は、脈拍のテンポに合わせて変化し、従って動脈
血の吸光度も同様である；一方、動脈血以外の、前の組
織領域内の組織による吸収は、それが不動の軟組織であ
っても変化せず、静脈血の流れも一定である。従って、
オプトエレクトロニクスセンサからの信号は、動脈血以
外の組織による吸光度に相応する連続成分と、血液の吸
光度には依存しない血液の拍動のテンポに応じて変化す
る成分を含むことになる。−厳密に言うと、近赤外線か
ら深みのある赤までの領域の中に極立った吸光度を示す
血液のもう１つの成分が存在する。すなわちチトクロー
ムＣオキシダーゼである。しかしこの成分も同様に、血
中酸素率と共に変化する吸光度を呈し、ヘモグロビン含
有量に比べて低い含有量であり、そのため、チトクロー
ムＣオキシダーゼ独自の吸光度を考慮に入れるために補
正を導入しないでも、酸素飽和度に対する誤差はなお二
次的なものであるにとどまっている。
ポに合わせて送り出される；光源とオプトエレクトロニ
クスセンサの間で光路が横断する組織領域内では、動脈
血の量は、脈拍のテンポに合わせて変化し、従って動脈
血の吸光度も同様である；一方、動脈血以外の、前の組
織領域内の組織による吸収は、それが不動の軟組織であ
っても変化せず、静脈血の流れも一定である。従って、
オプトエレクトロニクスセンサからの信号は、動脈血以
外の組織による吸光度に相応する連続成分と、血液の吸
光度には依存しない血液の拍動のテンポに応じて変化す
る成分を含むことになる。−厳密に言うと、近赤外線か
ら深みのある赤までの領域の中に極立った吸光度を示す
血液のもう１つの成分が存在する。すなわちチトクロー
ムＣオキシダーゼである。しかしこの成分も同様に、血
中酸素率と共に変化する吸光度を呈し、ヘモグロビン含
有量に比べて低い含有量であり、そのため、チトクロー
ムＣオキシダーゼ独自の吸光度を考慮に入れるために補
正を導入しないでも、酸素飽和度に対する誤差はなお二
次的なものであるにとどまっている。
【０００８】アオヤギ氏の方法は、特にオプトエレクト
ロニクス及び信号処理エレクトロニクスの進歩のおかげ
で、ナカジマ他（１９７５年）、ヨシヤ他（１９８０
年）、シマダ他（１９８４年）により改良された。Payn
e JP及びSeveringhaus JW （１９８５年）は２つの波長
つまり近赤外線における９４０nm、深みのある赤におけ
る６６０nmの波長の使用を推奨するヘモグロビン形態の
吸光度曲線についての研究を発表した。
ロニクス及び信号処理エレクトロニクスの進歩のおかげ
で、ナカジマ他（１９７５年）、ヨシヤ他（１９８０
年）、シマダ他（１９８４年）により改良された。Payn
e JP及びSeveringhaus JW （１９８５年）は２つの波長
つまり近赤外線における９４０nm、深みのある赤におけ
る６６０nmの波長の使用を推奨するヘモグロビン形態の
吸光度曲線についての研究を発表した。
【０００９】ＳａＯ2 と記される酸素飽和度の計算につ
いては、以下のような考慮事項を介入させる；光学密度
ＤＯで表わされる吸光度は、ベール−ランベールの法則
に従う； ＤＯ＝ｅ・ｃ・ｌ （１） なおここでｅは分子吸光度係数、ｃは吸光性成分の濃
度、ｌは吸光性媒体内の光路の長さである。
いては、以下のような考慮事項を介入させる；光学密度
ＤＯで表わされる吸光度は、ベール−ランベールの法則
に従う； ＤＯ＝ｅ・ｃ・ｌ （１） なおここでｅは分子吸光度係数、ｃは吸光性成分の濃
度、ｌは吸光性媒体内の光路の長さである。
【００１０】ところで、総括的光学密度は、異なる吸光
体に独自の吸光度による光学密度の和である。２つの波
長で作業を行なうことにより、２つの未知数すなわちオ
キシヘモグロビンとデオキシヘモグロビンつまりそれぞ
れＨｂＯ2 及びＨｂの率という未知数を伴う一次方程式
系が得られる： DO660nm ＝[ e1(Hb) + e2 (HbO2) ]l DO940nm ＝[ em (Hb) + e4 (HbO2) ]l……（２） なお式中、ｅ1 及びｅ3 はデオキシヘモグロビンの、又
ｅ2 及びｅ4 はオキシヘモグロビンのそれぞれ６６０nm
及び９４０nmにおける分子吸光係数である。
体に独自の吸光度による光学密度の和である。２つの波
長で作業を行なうことにより、２つの未知数すなわちオ
キシヘモグロビンとデオキシヘモグロビンつまりそれぞ
れＨｂＯ2 及びＨｂの率という未知数を伴う一次方程式
系が得られる： DO660nm ＝[ e1(Hb) + e2 (HbO2) ]l DO940nm ＝[ em (Hb) + e4 (HbO2) ]l……（２） なお式中、ｅ1 及びｅ3 はデオキシヘモグロビンの、又
ｅ2 及びｅ4 はオキシヘモグロビンのそれぞれ６６０nm
及び９４０nmにおける分子吸光係数である。
【００１１】方程式（２）の解法は古典的なものであ
り、因子ｌの誤差でＨｂ及びＨｂＯ2を与える；当然の
ことながら、組織内の光路はいずれの波長についても等
しくなり、これはすなわちこれらの光路が非常に近いこ
とを仮定している。このとき酸素飽和度ＳａＯ2 は以下
の式から得られる： ＳａＯ2 ＝ＨｂＯ2 ／（Ｈｂ＋ＨｂＯ2 ） （３） なおここで因数１は姿を消す。
り、因子ｌの誤差でＨｂ及びＨｂＯ2を与える；当然の
ことながら、組織内の光路はいずれの波長についても等
しくなり、これはすなわちこれらの光路が非常に近いこ
とを仮定している。このとき酸素飽和度ＳａＯ2 は以下
の式から得られる： ＳａＯ2 ＝ＨｂＯ2 ／（Ｈｂ＋ＨｂＯ2 ） （３） なおここで因数１は姿を消す。
【００１２】上述のＤＯの値は、光学密度の組合せの直
線性を理由として、吸光度を表わす信号の可変的成分に
相応することがわかるだろう。これまでは、脈拍オキシ
メータは、日常生活が課す条件に近い条件において連続
的な動脈血酸素飽和度測定を行なうことのできない、病
院環境内でしか利用できない比較的重くかさ高い装置で
あった。従って、診断、処置及び生活態度の面での低酸
素症の危険性についての貴重な情報を入手することがで
きなかった。
線性を理由として、吸光度を表わす信号の可変的成分に
相応することがわかるだろう。これまでは、脈拍オキシ
メータは、日常生活が課す条件に近い条件において連続
的な動脈血酸素飽和度測定を行なうことのできない、病
院環境内でしか利用できない比較的重くかさ高い装置で
あった。従って、診断、処置及び生活態度の面での低酸
素症の危険性についての貴重な情報を入手することがで
きなかった。
【００１３】又、オキシメータはＨｂ及びＨｂＯ2 につ
いてのみの測定値しか与えず、第３の形態のヘモグロビ
ンつまり比較的強い結合エネルギをもちヘモグロビン上
への一酸化炭素の固定の結果として生じるカルボキシヘ
モグロビンを無視していた。確かに、長い間、重症の一
酸化炭素中毒の場合以外、酸素飽和度の測定に対してカ
ルボキシヘモグロビンすなわちＨｂＣＯの存在がひき起
こす誤差については無視されてきた。しかし、タバコ中
毒防止運動及び自動車による大気汚染防止運動の発達に
伴い、ＨｂＣＯ率の達成可能性は、ますます望ましいも
のに思われてくる。
いてのみの測定値しか与えず、第３の形態のヘモグロビ
ンつまり比較的強い結合エネルギをもちヘモグロビン上
への一酸化炭素の固定の結果として生じるカルボキシヘ
モグロビンを無視していた。確かに、長い間、重症の一
酸化炭素中毒の場合以外、酸素飽和度の測定に対してカ
ルボキシヘモグロビンすなわちＨｂＣＯの存在がひき起
こす誤差については無視されてきた。しかし、タバコ中
毒防止運動及び自動車による大気汚染防止運動の発達に
伴い、ＨｂＣＯ率の達成可能性は、ますます望ましいも
のに思われてくる。
【００１４】
【発明が解決しようとする課題】当該出願人の目的は、
長い期間例えば約２４時間にわたり、ほぼ正常な活動を
行なっている被検者についてＨｂ、ＨｂＯ2 及びＨｂＣ
Ｏ率を測定できるような形で、容易に持ち運びでき、動
脈血中のＨｂ、ＨｂＯ2 及びＨｂＣＯのそれぞれの割合
を測定することのできる装置を実現することにある。
長い期間例えば約２４時間にわたり、ほぼ正常な活動を
行なっている被検者についてＨｂ、ＨｂＯ2 及びＨｂＣ
Ｏ率を測定できるような形で、容易に持ち運びでき、動
脈血中のＨｂ、ＨｂＯ2 及びＨｂＣＯのそれぞれの割合
を測定することのできる装置を実現することにある。
【００１５】
【課題を解決するための手段】この目的で、本発明は、
合計ヘモグロビン率に対するオキシヘモグロビン即ちＨ
ｂＯ2 の率を比較することにより被検者の動脈血の酸素
飽和度を測定する方法において、オプトエレクトロニク
スセンサを用いて、被検者の適当な組織領域を横断しか
つ１つは近赤外もう１つは深みのある赤という各々１つ
の波長帯域内で発光するそれぞれ２つの光源から発出す
る２本の光路上の吸光度を表わす信号を収集して、これ
らの代表信号が拍動性動脈血による吸光度に相応する可
変的成分と横断を受けたその他の組織による吸光度に相
応する連続的成分を含むようにし；各代表信号から可変
的成分を分離し；既知の公式に従って可変的成分からＨ
ｂＯ2 及びデオキシヘモグロビンつまりＨｂのそれぞれ
の比率を計算し；同様に既知の要領でここから酸素飽和
度を計算するような方法であって、カルボキシヘモグロ
ビンつまりＨｂＣＯの率を考慮に入れるため、他の２つ
の光源の間にある波長帯域内で発光する光源を伴う第３
の光路を利用し、これら３つの光路は唯一のセンサに通
じていること、周期的連続の形でパルスにより３つの光
源を励起させ、周期的連続の周波数は被検者の動脈拍動
の振動数に比べると大きくそのため代表信号はインタレ
ースするようになっていること、又周期的連続のテンポ
に合わせてそれぞれの分離されたチャネル上で各々の代
表信号を切り換えること、及び既知の公式を用いてＨｂ
Ｏ2 、Ｈｂ及びＨｂＣＯを計算し酸素飽和度を計算する
こと、を特徴とする測定方法を提案している。
合計ヘモグロビン率に対するオキシヘモグロビン即ちＨ
ｂＯ2 の率を比較することにより被検者の動脈血の酸素
飽和度を測定する方法において、オプトエレクトロニク
スセンサを用いて、被検者の適当な組織領域を横断しか
つ１つは近赤外もう１つは深みのある赤という各々１つ
の波長帯域内で発光するそれぞれ２つの光源から発出す
る２本の光路上の吸光度を表わす信号を収集して、これ
らの代表信号が拍動性動脈血による吸光度に相応する可
変的成分と横断を受けたその他の組織による吸光度に相
応する連続的成分を含むようにし；各代表信号から可変
的成分を分離し；既知の公式に従って可変的成分からＨ
ｂＯ2 及びデオキシヘモグロビンつまりＨｂのそれぞれ
の比率を計算し；同様に既知の要領でここから酸素飽和
度を計算するような方法であって、カルボキシヘモグロ
ビンつまりＨｂＣＯの率を考慮に入れるため、他の２つ
の光源の間にある波長帯域内で発光する光源を伴う第３
の光路を利用し、これら３つの光路は唯一のセンサに通
じていること、周期的連続の形でパルスにより３つの光
源を励起させ、周期的連続の周波数は被検者の動脈拍動
の振動数に比べると大きくそのため代表信号はインタレ
ースするようになっていること、又周期的連続のテンポ
に合わせてそれぞれの分離されたチャネル上で各々の代
表信号を切り換えること、及び既知の公式を用いてＨｂ
Ｏ2 、Ｈｂ及びＨｂＣＯを計算し酸素飽和度を計算する
こと、を特徴とする測定方法を提案している。
【００１６】当然のことながら、一般的に行なわれてい
るように光路は、充分脈管が含まれている組織例えば耳
又は指の比較的薄い厚みのところでとられることにな
る。３つの波長λ1 、λ2 及びλ3 で作業を進めること
により、既知の公式で解くことのできる次のような３つ
の未知数の線形方程式系が得られる： ＤＯλ1 ＝〔ｅ1 （Ｈｂ）＋ｅ2 （ＨｂＯ2 ）＋ｅ5 （ＨｂＣＯ）〕ｌ ＤＯλ3 ＝〔ｅ3 （Ｈｂ）＋ｅ4 （ＨｂＯ2 ）＋ｅ6 （ＨｂＣＯ）〕ｌ ＤＯλ2 ＝〔ｅ7 （Ｈｂ）＋ｅ8 （ＨｂＯ2 ）＋ｅ9 （ＨｂＣＯ）〕ｌ ……(4) 公式（３）に匹敵するやり方で、機能的ヘモグロビンの
酸素飽和度つまりＳｂＯ2 は、次の式で求められる： ＳｂＯ2 ＝ＨｂＯ2 ／（Ｈｂ＋ＨｂＯ2 ） (5) 又、合計ヘモグロビンの酸素飽和度つまりＳａＯ2 は、
次の式で求められる： ＳａＯ2 ＝ＨｂＯ2 ／（Ｈｂ＋ＨｂＯ2 ＋ＨｂＣＯ） (6) さらに、合計ヘモグロビン中のカルボキシヘモグロビン
の相対的含有量つまりＦＣＯは次の式で求められる： ＦＣＯ＝ＨｂＣＯ／（Ｈｂ＋ＨｂＯ2 ＋ＨｂＣＯ） (7) なお、唯一のセンサを用いることにより、横断を受けた
組織の不均質性及び長さの差を低減させながら、できる
かぎり同一の組織に対し作業を行なうべく、光路の集中
に有利に働きかけることになる。動脈拍動の振動数に比
べて大きい周波数でパルス状態で３つの光源を周期的に
励起することによって、それぞれのチャネル上の切り換
えの後、拍動に依存する曲線を再構築し、この曲線から
可変的成分を分離することが可能である。
るように光路は、充分脈管が含まれている組織例えば耳
又は指の比較的薄い厚みのところでとられることにな
る。３つの波長λ1 、λ2 及びλ3 で作業を進めること
により、既知の公式で解くことのできる次のような３つ
の未知数の線形方程式系が得られる： ＤＯλ1 ＝〔ｅ1 （Ｈｂ）＋ｅ2 （ＨｂＯ2 ）＋ｅ5 （ＨｂＣＯ）〕ｌ ＤＯλ3 ＝〔ｅ3 （Ｈｂ）＋ｅ4 （ＨｂＯ2 ）＋ｅ6 （ＨｂＣＯ）〕ｌ ＤＯλ2 ＝〔ｅ7 （Ｈｂ）＋ｅ8 （ＨｂＯ2 ）＋ｅ9 （ＨｂＣＯ）〕ｌ ……(4) 公式（３）に匹敵するやり方で、機能的ヘモグロビンの
酸素飽和度つまりＳｂＯ2 は、次の式で求められる： ＳｂＯ2 ＝ＨｂＯ2 ／（Ｈｂ＋ＨｂＯ2 ） (5) 又、合計ヘモグロビンの酸素飽和度つまりＳａＯ2 は、
次の式で求められる： ＳａＯ2 ＝ＨｂＯ2 ／（Ｈｂ＋ＨｂＯ2 ＋ＨｂＣＯ） (6) さらに、合計ヘモグロビン中のカルボキシヘモグロビン
の相対的含有量つまりＦＣＯは次の式で求められる： ＦＣＯ＝ＨｂＣＯ／（Ｈｂ＋ＨｂＯ2 ＋ＨｂＣＯ） (7) なお、唯一のセンサを用いることにより、横断を受けた
組織の不均質性及び長さの差を低減させながら、できる
かぎり同一の組織に対し作業を行なうべく、光路の集中
に有利に働きかけることになる。動脈拍動の振動数に比
べて大きい周波数でパルス状態で３つの光源を周期的に
励起することによって、それぞれのチャネル上の切り換
えの後、拍動に依存する曲線を再構築し、この曲線から
可変的成分を分離することが可能である。
【００１７】好ましくは、波長帯域は、それぞれ９４０
nm、６６０nm及び７５０nmを中心としている。第３の光
路のために中間波長を採用することにより、３種類のヘ
モグロビンについて特異の吸光度間の偏差のおかげで満
足のいく分離能が得られ、又、血液でない組織について
の吸光度の不連続性は導入されない。
nm、６６０nm及び７５０nmを中心としている。第３の光
路のために中間波長を採用することにより、３種類のヘ
モグロビンについて特異の吸光度間の偏差のおかげで満
足のいく分離能が得られ、又、血液でない組織について
の吸光度の不連続性は導入されない。
【００１８】好ましくは、可変的成分は抽出を含む吸光
度を表わす信号の処理及びそれに続く計算は、適切なソ
フトウェアの制御の下でマイクロプロセッサの中で行な
われる。もう１つの態様の下では、本発明は、１つは近
赤外線もう１つは深みのある赤というそれぞれ１つの波
長帯域内で発光する光源と光路上で吸光度を表わししか
も拍動性動脈血による吸光度に相応する可変的成分及び
横断されたその他の組織による吸光度に相応する連続し
た成分を含む信号を発出することのできるオプトエレク
トロニクスセンサとの間で被検者の適当な組織領域を横
断する２本の光路を構成することができる手段、吸光度
を表わす信号の各々から可変的成分を分離することので
きる手段、及び既知の公式に従って可変的成分を同時に
処理しそこからＨｂＯ2 及びデオキシヘモグロビン又は
Ｈｂのそれぞれの率を抽出し、次に同様に既知の要領で
酸素飽和度を計算するよう配置された計算手段を含む、
オキシヘモグロビン又はＨｂＯ2 の率を合計ヘモグロビ
ン率と比較することによって被検者の動脈血酸素飽和度
を測定するための方法において、カルボキシヘモグロビ
ンつまりＨｂＣＯの率を考慮に入れるため、最初の２つ
の帯域の間の中間波長を１つの帯域内で発光する光源を
伴う第３の光路を含んでおり、これら３つの光路は唯一
のセンサに通じていること、又被検者の脈拍の振動数に
比べて大きい周期的連続の周波数で３つの光源をパルス
により周期的連続の形で励起させ、かくして代表信号が
インターレースするようにする手段を含んでいること、
又、代表信号から可変的成分を分離する手段を含むそれ
ぞれのチャネル上で各々の代表信号を切り換えるため周
期的連続のテンポに合わせて制御されている手段を含
み、計算手段は、ＨｂＯ2 、Ｈｂ及びＨｂＣＯを出現さ
せそこから酸素飽和度を計算するため３つの可変的成分
を同時に処理することができることを特徴とする測定装
置を提案している。
度を表わす信号の処理及びそれに続く計算は、適切なソ
フトウェアの制御の下でマイクロプロセッサの中で行な
われる。もう１つの態様の下では、本発明は、１つは近
赤外線もう１つは深みのある赤というそれぞれ１つの波
長帯域内で発光する光源と光路上で吸光度を表わししか
も拍動性動脈血による吸光度に相応する可変的成分及び
横断されたその他の組織による吸光度に相応する連続し
た成分を含む信号を発出することのできるオプトエレク
トロニクスセンサとの間で被検者の適当な組織領域を横
断する２本の光路を構成することができる手段、吸光度
を表わす信号の各々から可変的成分を分離することので
きる手段、及び既知の公式に従って可変的成分を同時に
処理しそこからＨｂＯ2 及びデオキシヘモグロビン又は
Ｈｂのそれぞれの率を抽出し、次に同様に既知の要領で
酸素飽和度を計算するよう配置された計算手段を含む、
オキシヘモグロビン又はＨｂＯ2 の率を合計ヘモグロビ
ン率と比較することによって被検者の動脈血酸素飽和度
を測定するための方法において、カルボキシヘモグロビ
ンつまりＨｂＣＯの率を考慮に入れるため、最初の２つ
の帯域の間の中間波長を１つの帯域内で発光する光源を
伴う第３の光路を含んでおり、これら３つの光路は唯一
のセンサに通じていること、又被検者の脈拍の振動数に
比べて大きい周期的連続の周波数で３つの光源をパルス
により周期的連続の形で励起させ、かくして代表信号が
インターレースするようにする手段を含んでいること、
又、代表信号から可変的成分を分離する手段を含むそれ
ぞれのチャネル上で各々の代表信号を切り換えるため周
期的連続のテンポに合わせて制御されている手段を含
み、計算手段は、ＨｂＯ2 、Ｈｂ及びＨｂＣＯを出現さ
せそこから酸素飽和度を計算するため３つの可変的成分
を同時に処理することができることを特徴とする測定装
置を提案している。
【００１９】この装置は、その順序が本発明の方法によ
り規定される動作に必要な機能を実行することのできる
構成要素で規定される。好ましくは、光源は、ほぼ一定
波長で高いピーク光束が可能なレーザーダイオードで構
成されている。その上、光源と組織の間の光路を構成す
るための手段は、有利なことに横断された組織領域に近
いその端部で束状に結合された光ファイバである。かく
して光ファイバとセンサの間の光路がほぼ平行で隣接し
同じ長さにわたりほぼ同じ組織を横断するようになって
いることがわかる。
り規定される動作に必要な機能を実行することのできる
構成要素で規定される。好ましくは、光源は、ほぼ一定
波長で高いピーク光束が可能なレーザーダイオードで構
成されている。その上、光源と組織の間の光路を構成す
るための手段は、有利なことに横断された組織領域に近
いその端部で束状に結合された光ファイバである。かく
して光ファイバとセンサの間の光路がほぼ平行で隣接し
同じ長さにわたりほぼ同じ組織を横断するようになって
いることがわかる。
【００２０】必要な計算を行なうように適切にプログラ
ミングされているものの、公式が正しく出されているか
ぎりそれ自体古典的なものであるマイクロプロセッサの
出力端において、有利なことに記録手段を配置し、この
記録手段がマイクロプロセッサのデータを定期的に記録
して、その後の読みとりにより被検者がさらされた条件
に応じて酸素飽和度の変動を回復させる。
ミングされているものの、公式が正しく出されているか
ぎりそれ自体古典的なものであるマイクロプロセッサの
出力端において、有利なことに記録手段を配置し、この
記録手段がマイクロプロセッサのデータを定期的に記録
して、その後の読みとりにより被検者がさらされた条件
に応じて酸素飽和度の変動を回復させる。
【００２１】好ましくは、この装置は、少なくとも数時
間、望ましくは２４時間以上の自律性を伴ってポータブ
ル式ユニットの形で配置される。同時適当な時間に始ま
り終わる１つの完全な日周期サイクルを網羅できるとい
う利点を強調するだけで充分である。本発明の二次的特
性及び利点は、本発明に従った装置のフローチャートを
表わす単独図である添付図面を参考にして、例として示
した以下の説明から明らかになることだろう。
間、望ましくは２４時間以上の自律性を伴ってポータブ
ル式ユニットの形で配置される。同時適当な時間に始ま
り終わる１つの完全な日周期サイクルを網羅できるとい
う利点を強調するだけで充分である。本発明の二次的特
性及び利点は、本発明に従った装置のフローチャートを
表わす単独図である添付図面を参考にして、例として示
した以下の説明から明らかになることだろう。
【００２２】
【実施例】この図に示された選ばれた実施態様に従う
と、脈管を充分に含んでいる被検者の組織領域１例えば
耳介などの両側に、各々１つのレーザーダイオード１
１、１２、１３と１つの光ファイバ１４、１５、１６か
ら成る３つの光エミッタと１つのオプトエレクトロニク
スセンサ１０を配置した。なお、前記光ファイバは、組
織領域１に垂直に束状にまとめられ隣接している。レー
ザーダイオードは、数ナノメートルの誤差で、それぞれ
６６０nm、７５０nm及び９４０nmのそれぞれの波長にわ
たり発光することができる。従って光ファイバ１４、１
５及び１６の端部区分からセンサまでの組織領域１を通
った光路は、ほぼ一体となり、組織領域１の全体的平面
に対して垂直である。
と、脈管を充分に含んでいる被検者の組織領域１例えば
耳介などの両側に、各々１つのレーザーダイオード１
１、１２、１３と１つの光ファイバ１４、１５、１６か
ら成る３つの光エミッタと１つのオプトエレクトロニク
スセンサ１０を配置した。なお、前記光ファイバは、組
織領域１に垂直に束状にまとめられ隣接している。レー
ザーダイオードは、数ナノメートルの誤差で、それぞれ
６６０nm、７５０nm及び９４０nmのそれぞれの波長にわ
たり発光することができる。従って光ファイバ１４、１
５及び１６の端部区分からセンサまでの組織領域１を通
った光路は、ほぼ一体となり、組織領域１の全体的平面
に対して垂直である。
【００２３】オプトエレクトロニクスセンサは、６６０
nmと９４０nmの間で均等な感度とまではいわないまでも
少なくとも単調な感度変動特に共振又は遮断帯域の無い
変動を有するように選ばれる。オプトエレクトロニクス
センサには、増幅器出口での有効信号レベルが適当であ
るような増幅器２０が後に続いている。クロックは、レ
ーザーダイオード１１、１２及び１３が各々順番に光の
パルスをそのそれぞれの波長にわたり発出するような形
でこれらのレーザーダイオードを攻撃する出力端１８−
１、１８−２及び１８−３をもつ環の形でとりつけられ
た三段計数器を駆動する。
nmと９４０nmの間で均等な感度とまではいわないまでも
少なくとも単調な感度変動特に共振又は遮断帯域の無い
変動を有するように選ばれる。オプトエレクトロニクス
センサには、増幅器出口での有効信号レベルが適当であ
るような増幅器２０が後に続いている。クロックは、レ
ーザーダイオード１１、１２及び１３が各々順番に光の
パルスをそのそれぞれの波長にわたり発出するような形
でこれらのレーザーダイオードを攻撃する出力端１８−
１、１８−２及び１８−３をもつ環の形でとりつけられ
た三段計数器を駆動する。
【００２４】環状計数器１８の１サイクルの周波数の３
倍であるクロック１７の運転周波数は、動脈血の拍動振
動数において吸光度可変成分が適切に再現されるよう
に、一般に１ヘルツから２ヘルツまでの間に含まれる被
検者の拍動振動数に比べ大きく選択されている。数キロ
ヘルツのクロック周波数が適当であろう。レーザーダイ
オード１１、１２及び１３がその独自の電源回路及びパ
ルストリガー回路を有し、環状計数器１８から出る信号
が制御信号であって出力回路の信号でないことがわかる
だろう。
倍であるクロック１７の運転周波数は、動脈血の拍動振
動数において吸光度可変成分が適切に再現されるよう
に、一般に１ヘルツから２ヘルツまでの間に含まれる被
検者の拍動振動数に比べ大きく選択されている。数キロ
ヘルツのクロック周波数が適当であろう。レーザーダイ
オード１１、１２及び１３がその独自の電源回路及びパ
ルストリガー回路を有し、環状計数器１８から出る信号
が制御信号であって出力回路の信号でないことがわかる
だろう。
【００２５】レーザーダイオード１１、１２及び１３に
より供給され光ファイバ１４、１５及び１６により誘導
された光のパルスは、吸光を受ける組織領域１を横断し
センサ１０に到達して、ここで、受けとられた光のエネ
ルギーの関数であり従って受けた分子吸収を表わす電気
信号の形成を誘発する。これらの信号は、増幅器２０に
よって適当なレベルにされる。３つのダイオード１１、
１２及び１３の発光の周期的連続は、３つの波長に相応
する信号のインターレースという形で現われる。
より供給され光ファイバ１４、１５及び１６により誘導
された光のパルスは、吸光を受ける組織領域１を横断し
センサ１０に到達して、ここで、受けとられた光のエネ
ルギーの関数であり従って受けた分子吸収を表わす電気
信号の形成を誘発する。これらの信号は、増幅器２０に
よって適当なレベルにされる。３つのダイオード１１、
１２及び１３の発光の周期的連続は、３つの波長に相応
する信号のインターレースという形で現われる。
【００２６】増幅器２０の出力端で、信号は、３つのア
ナログＡＮＤゲート２１、２２及び２３で形成されたス
イッチを駆動する。これらの信号は、論理入力端２１
ａ，２２ａ及び２３ａ上に並列で加えられ、一方論理制
御機構の入力端２１ｂ，２２ｂ及び２３ｂは、環状計数
器１８の出力端１８−１、１８−２及び１８−３からの
信号によってそれぞれ駆動される。
ナログＡＮＤゲート２１、２２及び２３で形成されたス
イッチを駆動する。これらの信号は、論理入力端２１
ａ，２２ａ及び２３ａ上に並列で加えられ、一方論理制
御機構の入力端２１ｂ，２２ｂ及び２３ｂは、環状計数
器１８の出力端１８−１、１８−２及び１８−３からの
信号によってそれぞれ駆動される。
【００２７】ＡＮＤゲート２１、２２及び２３の出力端
には、各々アナログ／デジタル変換器２４、２５、２６
及び可変的成分の分離段２７、２８、２９で構成された
それぞれ３つのチャネルが配置されている。ゲート２
１、２２及び２３の開放はそれぞれレーザーダイオード
１１、１２及び１３による光信号の発出と同期的である
ことから、ゲート２１の下流に配置さたチャネルは、６
６０nmでの吸光度を表わす信号を、又ゲート２２の下流
のチャネルは７５０nmでの吸光度の信号を、又、ゲート
２３の下流のチャネルは９４０nmでの吸光度を表わす信
号を処理する。
には、各々アナログ／デジタル変換器２４、２５、２６
及び可変的成分の分離段２７、２８、２９で構成された
それぞれ３つのチャネルが配置されている。ゲート２
１、２２及び２３の開放はそれぞれレーザーダイオード
１１、１２及び１３による光信号の発出と同期的である
ことから、ゲート２１の下流に配置さたチャネルは、６
６０nmでの吸光度を表わす信号を、又ゲート２２の下流
のチャネルは７５０nmでの吸光度の信号を、又、ゲート
２３の下流のチャネルは９４０nmでの吸光度を表わす信
号を処理する。
【００２８】従って、アナログ／デジタル変換器２４、
２５及び２６は、連続した成分の抑制の後マイクロプロ
セッサ３０の入力端に３つの波長での吸光度を表わすデ
ジタル信号を送り出す。マイクロプロセッサ３０はまず
最初に、レーザーダイオードの効率、光学回路の比吸光
度及び考慮対象の波長でのセンサ１０の効率についての
調整を考慮に入れて（なお調整パラメータは、適切な較
正によって決定される）、デジタル化された可変的吸光
度を表わす信号を光学密度データに翻訳するためチャネ
ル毎の計算を行なう；次にマイクロプロセッサは、未知
数Ｈｂ，ＨｂＯ 2 及びＨｂＣＯについて、方程式（４）
を解く；Ｈｂ，ＨｂＯ2 及びＨｂＣＯの値から、マイク
ロプロセッサ３０はＳａＯ2 及びＦＣＯの値を打ち立て
る（方程式（５）及び（６））。
２５及び２６は、連続した成分の抑制の後マイクロプロ
セッサ３０の入力端に３つの波長での吸光度を表わすデ
ジタル信号を送り出す。マイクロプロセッサ３０はまず
最初に、レーザーダイオードの効率、光学回路の比吸光
度及び考慮対象の波長でのセンサ１０の効率についての
調整を考慮に入れて（なお調整パラメータは、適切な較
正によって決定される）、デジタル化された可変的吸光
度を表わす信号を光学密度データに翻訳するためチャネ
ル毎の計算を行なう；次にマイクロプロセッサは、未知
数Ｈｂ，ＨｂＯ 2 及びＨｂＣＯについて、方程式（４）
を解く；Ｈｂ，ＨｂＯ2 及びＨｂＣＯの値から、マイク
ロプロセッサ３０はＳａＯ2 及びＦＣＯの値を打ち立て
る（方程式（５）及び（６））。
【００２９】これらの値は、累積的に記憶される。定期
的に、完了する期間全体にわたるＳａＯ2 及びＦＣＯの
平均値を決定するため、メモリーは空にされる。これら
の値は、例えばカセット状の磁気テープタイプの記録装
置３１に送られる。このカセットを読取ることにより、
検査期間中に被検者が受けた条件に相応する変動を伴っ
たＳａＯ2 及びＦＣＯの値を後で再現することができ
る。
的に、完了する期間全体にわたるＳａＯ2 及びＦＣＯの
平均値を決定するため、メモリーは空にされる。これら
の値は、例えばカセット状の磁気テープタイプの記録装
置３１に送られる。このカセットを読取ることにより、
検査期間中に被検者が受けた条件に相応する変動を伴っ
たＳａＯ2 及びＦＣＯの値を後で再現することができ
る。
【００３０】この装置は通常２つの要素で作られてい
る。１つのプローブが、光ファイバ１４、１５及び１６
のための端部フレームとセンサ１０を、外耳といったよ
うな選択された組織領域の両側の固定を伴う１つの構造
の形にまとめることになる。もう１つの要素は、ダイオ
ード１１、１２及び１３、異なる制御、切換及び計算回
路、ならびに記録装置及び充電可能なバッテリ式タイプ
の自律性電源を含み、バッグを形成するケースの中にま
とめられることになる。センサ１０の結合用導線及び光
ファイバ１１、１２、１３を含むケーブルがケースをプ
ローブに連結している。このアセンブリは、いわゆるウ
ォークマンタイプのカセット読取り装置を思い起こさせ
るものである。
る。１つのプローブが、光ファイバ１４、１５及び１６
のための端部フレームとセンサ１０を、外耳といったよ
うな選択された組織領域の両側の固定を伴う１つの構造
の形にまとめることになる。もう１つの要素は、ダイオ
ード１１、１２及び１３、異なる制御、切換及び計算回
路、ならびに記録装置及び充電可能なバッテリ式タイプ
の自律性電源を含み、バッグを形成するケースの中にま
とめられることになる。センサ１０の結合用導線及び光
ファイバ１１、１２、１３を含むケーブルがケースをプ
ローブに連結している。このアセンブリは、いわゆるウ
ォークマンタイプのカセット読取り装置を思い起こさせ
るものである。
【００３１】ケーブルの中に、結果として短縮された光
ファイバ１１、１２及び１３により駆動されるマイクロ
プロセッサの出力端に配置された状態で１本の光ファイ
バのみを収納させることも可能であり、この配置による
と、組織の横断において３つの光路が厳密に一体となる
ことができる。又、現在の方法に従った一般化された計
算システムの中の吸光度データの利用に置き換わるＳａ
Ｏ2 及びＦＣＯの特異的計算の一貫した概念は、ハード
ウェアの小型化を可能にし、これはポータブル式の自律
型装置の実現又必然的に自然な身体運動の枠内で日周期
サイクルに至るまでの期間にわたる測定の実施を可能に
する。
ファイバ１１、１２及び１３により駆動されるマイクロ
プロセッサの出力端に配置された状態で１本の光ファイ
バのみを収納させることも可能であり、この配置による
と、組織の横断において３つの光路が厳密に一体となる
ことができる。又、現在の方法に従った一般化された計
算システムの中の吸光度データの利用に置き換わるＳａ
Ｏ2 及びＦＣＯの特異的計算の一貫した概念は、ハード
ウェアの小型化を可能にし、これはポータブル式の自律
型装置の実現又必然的に自然な身体運動の枠内で日周期
サイクルに至るまでの期間にわたる測定の実施を可能に
する。
【００３２】当然のことながら、本発明は、記述されて
いる例に制限されるわけではなく、クレームの範囲内で
そのあらゆる変形実施態様を内含するものである。特
に、レーザーダイオードの引き外しの周期的連続の制御
及び代表信号の切り換えに関することは全て、適当にプ
ログラミングされたマイクロプロセッサ３０により実現
されうる；上述の全く別の回路での実行は、記述上の明
確さを懸念してのものであった。
いる例に制限されるわけではなく、クレームの範囲内で
そのあらゆる変形実施態様を内含するものである。特
に、レーザーダイオードの引き外しの周期的連続の制御
及び代表信号の切り換えに関することは全て、適当にプ
ログラミングされたマイクロプロセッサ３０により実現
されうる；上述の全く別の回路での実行は、記述上の明
確さを懸念してのものであった。
【００３３】すでに３つの波長の３本の光路を組織ゾー
ンの横断を含む共通の１つの区分に集中させることにつ
いて言及した。このとき光源に結びつけられた３本の光
ファイバは、唯一のファイバが出ているマルチプレクサ
に通じている。一方、適合させられたソフトウェアの作
成は、本発明の枠内に入らず、入力データの内容及び適
切な出力データに至るのにこれらが受けなくてはならな
い処理についての知識があるかぎりにおいて専門のプロ
グラマの管轄に入る。
ンの横断を含む共通の１つの区分に集中させることにつ
いて言及した。このとき光源に結びつけられた３本の光
ファイバは、唯一のファイバが出ているマルチプレクサ
に通じている。一方、適合させられたソフトウェアの作
成は、本発明の枠内に入らず、入力データの内容及び適
切な出力データに至るのにこれらが受けなくてはならな
い処理についての知識があるかぎりにおいて専門のプロ
グラマの管轄に入る。
【００３４】最後に、当然のことながら、記録装置３１
は、カセット式磁気テープではなくソフト「ディスク」
といったような適当なあらゆるタイプのものであってよ
い。
は、カセット式磁気テープではなくソフト「ディスク」
といったような適当なあらゆるタイプのものであってよ
い。
【図１】図１は、本発明に従った装置のフローチャート
である。
である。
１ 組織領域 １０ オプトエレクトロニクスセンサ １１、１２、１３ 光源 １４、１５、１６ 光ファイバ １７、１８ 代表信号インターレース手段 ２１、２２、２３ スイッチ ２４、２７；２５、２８；２６、２９ チャネル ３０ 計算手段 ３２ マイクロプロセッサ
Claims (10)
- 【請求項１】 合計ヘモグロビン率に対するオキシヘモ
グロビン即ちＨｂＯ 2 の率を比較することにより被検者
の動脈血の酸素飽和度を測定する方法において、オプト
エレクトロニクスセンサ（１０）を用いて、被検者の適
当な組織領域（１）を横断しかつ１つは近赤外線もう一
つは深みのある赤という各々１つの波長帯域内で発光す
るそれぞれ２つの光源（１１、１３）から発出する２本
の光路上の吸光度を表わす信号を収集して、これらの代
表信号が拍動性動脈血による吸光度に相応する可変的成
分と横断されたその他の組織による吸光度に相応する連
続的成分を含むようにし；各代表信号から可変的成分を
分離し；既知の公式に従って可変的成分からＨｂＯ2 及
びデオキシヘモグロビンつまりＨｂのそれぞれの比率を
計算し；同様に既知の要領でここから酸素飽和度を計算
するような方法であって、カルボキシヘモグロビンつま
りＨｂＣＯの率を考慮に入れるため、他の２つの光源
（１１、１３）の間にある波長帯域内で発光する光源
（１２）を伴う第３の光路を利用し、これら３つの光路
は唯一のセンサ（１０）に通じていること、周期的連続
（１８）の形でパルスにより３つの光源（１１、１２、
１３）を励起させ、周期的連続の周波数は被検者の動脈
拍動の振動数に比べると大きくそのため代表信号はイン
ターレースするようになっていること、又周期的連続の
テンポに合わせてそれぞれの分離されたチャネル（２
４、２７；２５、２８；２６、２９）上で各々の代表信
号を切り換えること（２１、２２、２３）、及び既知の
公式を用いてＨｂＯ2 、Ｈｂ及びＨｂＣＯを計算し酸素
飽和度を計算すること、を特徴とする測定方法。 - 【請求項２】 波長帯域はそれぞれ９４０nm、６６０nm
及び７５０nmを中心としていることを特徴とする、請求
項１に記載の方法。 - 【請求項３】 可変的成分の抽出（２４、２５、２６）
を含む吸光度を表わす信号の処理及びそれに続く計算
は、適切なソフトウェアの制御の下でマイクロプロセッ
サ（３２）の中で行なわれることを特徴とする、請求項
１及び２のいずれか１項に記載の方法。 - 【請求項４】 １つは近赤外線もう１つは深みのある赤
というそれぞれ１つの波長帯域内で発光する光源（１
１、１３）と光路上で吸光度を表わししかも拍動性動脈
血による吸光度に相応する可変的成分及び横断を受けた
その他の組織による吸光度に相応する連続した成分を含
む信号を発出することのできるオプトエレクトロニクス
センサ（１０）との間で被検者の適当な組織領域を横断
する２本の光路を構成することができる手段、吸光度を
表わす信号の各々から可変的成分を分離することのでき
る手段（２４、２６）、及び既知の公式に従って可変的
成分を同時に処理しそこからＨｂＯ2 及びデオキシヘモ
グロビン又はＨｂのそれぞれの率を抽出し、次に同様に
既知の要領で酸素飽和度を計算するよう配置された計算
手段（３０）を含む、オキシヘモグロビン又はＨｂＯ2
の率を合計ヘモグロビン率と比較することによって被検
者の動脈血酸素飽和度を測定するための方法において、
カルボキシヘモグロビンつまりＨｂＣＯの率を考慮に入
れるため、最初の２つの帯域の間の中間波長を１つの帯
域内で発光する光源を伴う第３の光路を含んでおり、こ
れら３つの光路は唯一のセンサ（１０）に通じているこ
と、又被検者の脈拍の振動数に比べて大きい周期的連続
の周波数で３つの光源（１１、１２、１３）をパルスに
より周期的連続の形で励起させ、かくして代表信号がイ
ンターレースするようにする手段（１７、１８）を含ん
でいること、又、代表信号から可変的成分を分離する手
段（２４、２５、２６）を含むそれぞれのチャネル（２
４、２７；２５、２８；２６、２９）上で各々の代表信
号を切り換えるため周期的連続のテンポに合わせて制御
されている手段（２１、２２、２３）を含み、計算手段
（３０）は、ＨｂＯ2 、Ｈｂ、及びＨｂＣＯを出現させ
そこから酸素飽和度を計算するため３つの可変的成分を
同時に処理することができることを特徴とする測定装
置。 - 【請求項５】 光源はレーザーダイオード（１１、１
２、１３）で構成されていることを特徴とする、請求項
４に記載の装置。 - 【請求項６】 光路を構成するための手段は、光源（１
１、１２、１３）と横断された組織領域（１）との間
に、この組織領域（１）に近いその端部に束の形で結合
された光ファイバ（１４、１５、１６）を含んでいるこ
とを特徴とする、請求項４及び５のいずれか１項に記載
の装置。 - 【請求項７】 ＨｂＯ2 、Ｈｂ及びＨｂＣＯの抽出計算
を行なうようプログラミングされたマイクロプロセッサ
を含むことを特徴とする、請求項４乃至６のいずれか１
項に記載の装置。 - 【請求項８】 定期的にマイクロプロセッサから来るデ
ータを記録することのできる記録手段を含むことを特徴
とする、請求項７に記載の装置。 - 【請求項９】 少なくとも数時間の自律性を装置に付与
するような容量をもつ自律式電源を伴うポータブルユニ
ットの形で配置されていることを特徴とする、請求項８
に記載の装置。 - 【請求項１０】 自律式電源容量は装置に対し２４時間
以上の自律性を付与するようなものであることを特徴と
する、請求項９に記載の装置。
Applications Claiming Priority (2)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| FR919109020A FR2679337B1 (fr) | 1991-07-17 | 1991-07-17 | Procede non invasif de determination in vivo du taux de saturation en oxygene du sang arteriel, et dispositif mettant en óoeuvre le procede. |
| FR9109020 | 1991-07-17 |
Publications (1)
| Publication Number | Publication Date |
|---|---|
| JPH05228129A true JPH05228129A (ja) | 1993-09-07 |
Family
ID=9415217
Family Applications (1)
| Application Number | Title | Priority Date | Filing Date |
|---|---|---|---|
| JP4190823A Pending JPH05228129A (ja) | 1991-07-17 | 1992-07-17 | 動脈血の酸素飽和度の生体内非観血的測定法とそれを実行する装置 |
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