JPH05245129A - 診断装置 - Google Patents
診断装置Info
- Publication number
- JPH05245129A JPH05245129A JP4360836A JP36083692A JPH05245129A JP H05245129 A JPH05245129 A JP H05245129A JP 4360836 A JP4360836 A JP 4360836A JP 36083692 A JP36083692 A JP 36083692A JP H05245129 A JPH05245129 A JP H05245129A
- Authority
- JP
- Japan
- Prior art keywords
- transmitted light
- respiration
- light
- oxygen saturation
- heartbeat
- 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
- QVGXLLKOCUKJST-UHFFFAOYSA-N atomic oxygen Chemical compound [O] QVGXLLKOCUKJST-UHFFFAOYSA-N 0.000 claims abstract description 48
- 239000001301 oxygen Substances 0.000 claims abstract description 48
- 229910052760 oxygen Inorganic materials 0.000 claims abstract description 48
- 230000029058 respiratory gaseous exchange Effects 0.000 claims abstract description 28
- 239000008280 blood Substances 0.000 claims abstract description 23
- 210000004369 blood Anatomy 0.000 claims abstract description 23
- 230000002490 cerebral effect Effects 0.000 claims description 19
- 210000004556 brain Anatomy 0.000 claims description 17
- 230000000241 respiratory effect Effects 0.000 claims description 16
- 238000001514 detection method Methods 0.000 claims description 15
- 230000001590 oxidative effect Effects 0.000 claims description 4
- 238000003745 diagnosis Methods 0.000 claims 2
- 238000005259 measurement Methods 0.000 abstract description 27
- 108010054147 Hemoglobins Proteins 0.000 abstract description 22
- 102000001554 Hemoglobins Human genes 0.000 abstract description 22
- 239000013307 optical fiber Substances 0.000 abstract description 9
- 230000003647 oxidation Effects 0.000 abstract description 2
- 238000007254 oxidation reaction Methods 0.000 abstract description 2
- 210000003128 head Anatomy 0.000 description 18
- 230000005540 biological transmission Effects 0.000 description 17
- 238000000034 method Methods 0.000 description 14
- 210000003462 vein Anatomy 0.000 description 8
- 102000000634 Cytochrome c oxidase subunit IV Human genes 0.000 description 6
- 108050008072 Cytochrome c oxidase subunit IV Proteins 0.000 description 6
- 238000000862 absorption spectrum Methods 0.000 description 6
- 210000001367 artery Anatomy 0.000 description 6
- 210000005013 brain tissue Anatomy 0.000 description 6
- 238000010586 diagram Methods 0.000 description 6
- 210000001835 viscera Anatomy 0.000 description 6
- 108010052832 Cytochromes Proteins 0.000 description 5
- 102000018832 Cytochromes Human genes 0.000 description 5
- 108010075027 Cytochromes a Proteins 0.000 description 4
- 108010007101 Cytochromes a3 Proteins 0.000 description 3
- 230000001186 cumulative effect Effects 0.000 description 3
- 230000004060 metabolic process Effects 0.000 description 3
- 230000036284 oxygen consumption Effects 0.000 description 3
- 101150079344 ACT4 gene Proteins 0.000 description 2
- 206010005746 Blood pressure fluctuation Diseases 0.000 description 2
- 101100056774 Saccharomyces cerevisiae (strain ATCC 204508 / S288c) ARP3 gene Proteins 0.000 description 2
- 210000000988 bone and bone Anatomy 0.000 description 2
- 210000003754 fetus Anatomy 0.000 description 2
- 230000006870 function Effects 0.000 description 2
- 210000000056 organ Anatomy 0.000 description 2
- RYGMFSIKBFXOCR-UHFFFAOYSA-N Copper Chemical compound [Cu] RYGMFSIKBFXOCR-UHFFFAOYSA-N 0.000 description 1
- 102100026620 E3 ubiquitin ligase TRAF3IP2 Human genes 0.000 description 1
- 101710140859 E3 ubiquitin ligase TRAF3IP2 Proteins 0.000 description 1
- 108010064719 Oxyhemoglobins Proteins 0.000 description 1
- 210000001015 abdomen Anatomy 0.000 description 1
- 230000002238 attenuated effect Effects 0.000 description 1
- 210000004204 blood vessel Anatomy 0.000 description 1
- 210000004298 cerebral vein Anatomy 0.000 description 1
- 230000006835 compression Effects 0.000 description 1
- 238000007906 compression Methods 0.000 description 1
- 238000007796 conventional method Methods 0.000 description 1
- 229910052802 copper Inorganic materials 0.000 description 1
- 239000010949 copper Substances 0.000 description 1
- 238000006392 deoxygenation reaction Methods 0.000 description 1
- 230000001605 fetal effect Effects 0.000 description 1
- 239000007789 gas Substances 0.000 description 1
- 230000003834 intracellular effect Effects 0.000 description 1
- 230000001678 irradiating effect Effects 0.000 description 1
- 210000004072 lung Anatomy 0.000 description 1
- 210000000214 mouth Anatomy 0.000 description 1
- 210000003928 nasal cavity Anatomy 0.000 description 1
- 230000003287 optical effect Effects 0.000 description 1
- 238000012545 processing Methods 0.000 description 1
- 238000006479 redox reaction Methods 0.000 description 1
- 230000004044 response Effects 0.000 description 1
- 230000035945 sensitivity Effects 0.000 description 1
- 210000004872 soft tissue Anatomy 0.000 description 1
- 230000001360 synchronised effect Effects 0.000 description 1
Classifications
-
- A—HUMAN NECESSITIES
- A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
- A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
- A61B5/00—Measuring for diagnostic purposes; Identification of persons
- 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
- A61B5/14553—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 specially adapted for cerebral tissue
Landscapes
- Health & Medical Sciences (AREA)
- Life Sciences & Earth Sciences (AREA)
- Physics & Mathematics (AREA)
- Engineering & Computer Science (AREA)
- Heart & Thoracic Surgery (AREA)
- Spectroscopy & Molecular Physics (AREA)
- Biophysics (AREA)
- Pathology (AREA)
- Neurology (AREA)
- Biomedical Technology (AREA)
- Optics & Photonics (AREA)
- Medical Informatics (AREA)
- Molecular Biology (AREA)
- Surgery (AREA)
- Animal Behavior & Ethology (AREA)
- General Health & Medical Sciences (AREA)
- Public Health (AREA)
- Veterinary Medicine (AREA)
- Measurement Of The Respiration, Hearing Ability, Form, And Blood Characteristics Of Living Organisms (AREA)
Abstract
(57)【要約】
【目的】 胎児、新生児のみならず大人を対象に脳内静
脈酸素飽和度の測定を可能にすることを目的とする。 【構成】 人の呼吸を検出して呼吸信号を出力し、呼吸
信号に同期して脳に照射した光の透過光を検出して、呼
吸により変調された透過光を表す呼吸変調透過光を取り
出す。呼吸変調透過光を解析、演算して酸素型媒体の濃
度変化と脱酸素型媒体の濃度変化を求め、これを演算し
て脳内静脈酸素飽和度を求め、その結果を表示する。 【効果】 非侵襲的に、かつ、高精度に脳内の静脈酸素
飽和度の測定が可能となる。また、これと並行して脳内
動脈酸素飽和度の測定も行うことができる。
脈酸素飽和度の測定を可能にすることを目的とする。 【構成】 人の呼吸を検出して呼吸信号を出力し、呼吸
信号に同期して脳に照射した光の透過光を検出して、呼
吸により変調された透過光を表す呼吸変調透過光を取り
出す。呼吸変調透過光を解析、演算して酸素型媒体の濃
度変化と脱酸素型媒体の濃度変化を求め、これを演算し
て脳内静脈酸素飽和度を求め、その結果を表示する。 【効果】 非侵襲的に、かつ、高精度に脳内の静脈酸素
飽和度の測定が可能となる。また、これと並行して脳内
動脈酸素飽和度の測定も行うことができる。
Description
【０００１】
【産業上の利用分野】本発明は脳内の酸素を計測するオ
キシメータを有する診断装置に関し、特に、検査対象物
である人等の脳組織中の変化した血液量を動脈と静脈に
ついてそれぞれ独立に検出し、それぞれの脳内酸素飽和
度を計測表示するモニタを具備したオキシメータを有す
る診断装置に関する。
キシメータを有する診断装置に関し、特に、検査対象物
である人等の脳組織中の変化した血液量を動脈と静脈に
ついてそれぞれ独立に検出し、それぞれの脳内酸素飽和
度を計測表示するモニタを具備したオキシメータを有す
る診断装置に関する。
【０００２】
【従来の技術】一般的に、脳組織等の体内器官の機能を
診断する際に測定すべき重要なパラメータとしては、体
内器官内の酸素量と体内の酸素利用度がある。体内器官
への十分な酸素の供給は、胎児、新生児の生育に欠くこ
とができないものであり、酸素の供給が十分でない場合
には、胎児の胎内死亡率が高くなり、新生児の死亡率も
増加する。また、酸素供給が不十分な状態ではたとえ新
生児が生存したとしても重大な後遺症が残る可能性が高
い。一般に、酸素の欠乏により体内のあらゆる器官が影
響を受けるが、特に脳組織は大きな障害を受ける。
診断する際に測定すべき重要なパラメータとしては、体
内器官内の酸素量と体内の酸素利用度がある。体内器官
への十分な酸素の供給は、胎児、新生児の生育に欠くこ
とができないものであり、酸素の供給が十分でない場合
には、胎児の胎内死亡率が高くなり、新生児の死亡率も
増加する。また、酸素供給が不十分な状態ではたとえ新
生児が生存したとしても重大な後遺症が残る可能性が高
い。一般に、酸素の欠乏により体内のあらゆる器官が影
響を受けるが、特に脳組織は大きな障害を受ける。
【０００３】このような体内器官例えば脳組織への酸素
供給量を早期にかつ容易に測定するために、１９８１年
８月４日に特許された米国特許第４，２８１，６４５号
で開示されているような診断装置が開発されている。こ
の種の診断装置では、血液中の酸素運搬媒体であるヘモ
グロビンと、酸化還元反応を行う細胞中のチトクロム
ａ、ａ３ とによる近赤外光の吸収スペクトルに基づい
て、体内器官、特に脳の酸素量の変化を測定するように
なっている。
供給量を早期にかつ容易に測定するために、１９８１年
８月４日に特許された米国特許第４，２８１，６４５号
で開示されているような診断装置が開発されている。こ
の種の診断装置では、血液中の酸素運搬媒体であるヘモ
グロビンと、酸化還元反応を行う細胞中のチトクロム
ａ、ａ３ とによる近赤外光の吸収スペクトルに基づい
て、体内器官、特に脳の酸素量の変化を測定するように
なっている。
【０００４】すなわち、波長範囲が７００乃至１３００
ｎｍの近赤外光は、図３に示すように酸化型ヘモグロビ
ン（ＨｂＯ2）と脱酸素型ヘモグロビン（Ｈｂ）とで異
なる吸収スペクトルαＨｂＯ2、αＨｂを示し、また図
４に示すように酸化されたチトクロムａ、ａ３（ＣｙＯ
2）と還元されたチトクロムａ、ａ３ （Ｃｙ）とで異な
る吸収スペクトルαＣｙＯ2、αＣｙを示す。このよう
な近赤外光の性質を利用して、患者の頭部の一方の側か
ら４種類の異なる波長λ１、λ２、λ３、λ４（例えば
７７５ｎｍ、８００ｎｍ、８２５ｎｍ、８５０ｎｍ）の
近赤外光を時分割で入射させ、頭部を透過した光量を頭
部の他方の側で順次に検出する。これら４種類の検出結
果に所定の演算処理を施すことで、４つの未知数、すな
わち、酸化型ヘモグロビン（ＨｂＯ2 ）、脱酸素型ヘモ
グロビン（Ｈｂ）、酸化されたチトクロムａ、ａ３
（ＣｙＯ2 ）、還元されたチトクロムａ、ａ３ （Ｃ
ｙ）のそれぞれの濃度変化量を算出し、これに基づいて
例えば脳組織の酸素量の変化を測定するようになってい
る。
ｎｍの近赤外光は、図３に示すように酸化型ヘモグロビ
ン（ＨｂＯ2）と脱酸素型ヘモグロビン（Ｈｂ）とで異
なる吸収スペクトルαＨｂＯ2、αＨｂを示し、また図
４に示すように酸化されたチトクロムａ、ａ３（ＣｙＯ
2）と還元されたチトクロムａ、ａ３ （Ｃｙ）とで異な
る吸収スペクトルαＣｙＯ2、αＣｙを示す。このよう
な近赤外光の性質を利用して、患者の頭部の一方の側か
ら４種類の異なる波長λ１、λ２、λ３、λ４（例えば
７７５ｎｍ、８００ｎｍ、８２５ｎｍ、８５０ｎｍ）の
近赤外光を時分割で入射させ、頭部を透過した光量を頭
部の他方の側で順次に検出する。これら４種類の検出結
果に所定の演算処理を施すことで、４つの未知数、すな
わち、酸化型ヘモグロビン（ＨｂＯ2 ）、脱酸素型ヘモ
グロビン（Ｈｂ）、酸化されたチトクロムａ、ａ３
（ＣｙＯ2 ）、還元されたチトクロムａ、ａ３ （Ｃ
ｙ）のそれぞれの濃度変化量を算出し、これに基づいて
例えば脳組織の酸素量の変化を測定するようになってい
る。
【０００５】図１はこのような診断装置４５の概略構成
図である。図１において従来の診断装置は、４種類の異
なる波長λ１、λ２、λ３、λ４、の近赤外光をそれぞ
れ出力するレーザダイオードなどの光源ＬＤ１乃至ＬＤ
４と、光源ＬＤ１乃至ＬＤ４の出力タイミングを制御す
る光源制御装置５５と、光源ＬＤ１乃至ＬＤ４から出力
される近赤外光を被検体の頭部４０にそれぞれ照射させ
るための光ファイバ５０−１乃至５０−４と、光ファイ
バ５０−１乃至５０−４の端部を互いに束にして保持す
る照射側取付具５１と、照射用取付具５１の取り付けら
れる側とは反対側の被検体の頭部４０の所定位置に取り
付けられる検出側取付具５２と、検出側取付具５２に保
持され被検体の頭部４０を透過した近赤外光を導く光フ
ァイバ５３と、光ファイバ５３によって導かれた近赤外
光の光子数を計数し近赤外光の透過量を測定する透過光
検出装置５４と、診断装置全体を制御し、さらに近赤外
光の透過量に基づき脳組織の酸素の変化量を測定するコ
ンピュターシステム５６とからなっている。
図である。図１において従来の診断装置は、４種類の異
なる波長λ１、λ２、λ３、λ４、の近赤外光をそれぞ
れ出力するレーザダイオードなどの光源ＬＤ１乃至ＬＤ
４と、光源ＬＤ１乃至ＬＤ４の出力タイミングを制御す
る光源制御装置５５と、光源ＬＤ１乃至ＬＤ４から出力
される近赤外光を被検体の頭部４０にそれぞれ照射させ
るための光ファイバ５０−１乃至５０−４と、光ファイ
バ５０−１乃至５０−４の端部を互いに束にして保持す
る照射側取付具５１と、照射用取付具５１の取り付けら
れる側とは反対側の被検体の頭部４０の所定位置に取り
付けられる検出側取付具５２と、検出側取付具５２に保
持され被検体の頭部４０を透過した近赤外光を導く光フ
ァイバ５３と、光ファイバ５３によって導かれた近赤外
光の光子数を計数し近赤外光の透過量を測定する透過光
検出装置５４と、診断装置全体を制御し、さらに近赤外
光の透過量に基づき脳組織の酸素の変化量を測定するコ
ンピュターシステム５６とからなっている。
【０００６】コンピュータシステム５６は、プロセッサ
６２と、メモリ６３と、ディスプレイ、プリンタなどの
出力装置６４と、キーボードなどの入力装置６５とを備
えており、これらはシステムバス６６によって互いに接
続されている。またコンピュータシステム５６のシステ
ムバス６６には、外部Ｉ／０として、光源制御装置５５
と、透過光検出装置５４とが接続されている。
６２と、メモリ６３と、ディスプレイ、プリンタなどの
出力装置６４と、キーボードなどの入力装置６５とを備
えており、これらはシステムバス６６によって互いに接
続されている。またコンピュータシステム５６のシステ
ムバス６６には、外部Ｉ／０として、光源制御装置５５
と、透過光検出装置５４とが接続されている。
【０００７】光源制御装置５５は、コンピュータシステ
ム５６からの指示により、図２に示すような駆動信号Ａ
ＣＴ１乃至ＡＣＴ４で光源ＬＤ１乃至ＬＤ４を駆動して
いる。図２において１測定期間Ｍk （ｋ＝１、２、・・
・・）は、Ｎ回のサイクルＣＹ１乃至ＣＹＮからなって
いる。サイクルＣＹ１乃至ＣＹＮのうちの任意のサイク
ルＣＹｎのフェーズφｎ１では、いずれの光源ＬＤ１乃
至ＬＤ４も駆動されず、被検体の頭部４０には光源ＬＤ
１乃至ＬＤ４からの近赤外光は照射されない。またフェ
ーズφｎ２では、光源ＬＤ１が駆動され、光源ＬＤ１か
ら例えば７７５ｎｍの近赤外光が出力される。同様にフ
ェーズφｎ３では光源ＬＤ２が駆動されて光源ＬＤ２か
ら例えば８００ｎｍの近赤外光が出力され、フェーズφ
ｎ４では光源ＬＤ３が駆動されて光源ＬＤ３から例えば
８２５ｎｍの近赤外光が出力され、フェーズφｎ５では
光源ＬＤ４が駆動されて光源ＬＤ４から例えば８５０ｎ
ｍの近赤外光が出力される。このように光源制御装置５
５は、光源ＬＤ１乃至ＬＤ４を時分割で順次に駆動する
ようになっている。
ム５６からの指示により、図２に示すような駆動信号Ａ
ＣＴ１乃至ＡＣＴ４で光源ＬＤ１乃至ＬＤ４を駆動して
いる。図２において１測定期間Ｍk （ｋ＝１、２、・・
・・）は、Ｎ回のサイクルＣＹ１乃至ＣＹＮからなって
いる。サイクルＣＹ１乃至ＣＹＮのうちの任意のサイク
ルＣＹｎのフェーズφｎ１では、いずれの光源ＬＤ１乃
至ＬＤ４も駆動されず、被検体の頭部４０には光源ＬＤ
１乃至ＬＤ４からの近赤外光は照射されない。またフェ
ーズφｎ２では、光源ＬＤ１が駆動され、光源ＬＤ１か
ら例えば７７５ｎｍの近赤外光が出力される。同様にフ
ェーズφｎ３では光源ＬＤ２が駆動されて光源ＬＤ２か
ら例えば８００ｎｍの近赤外光が出力され、フェーズφ
ｎ４では光源ＬＤ３が駆動されて光源ＬＤ３から例えば
８２５ｎｍの近赤外光が出力され、フェーズφｎ５では
光源ＬＤ４が駆動されて光源ＬＤ４から例えば８５０ｎ
ｍの近赤外光が出力される。このように光源制御装置５
５は、光源ＬＤ１乃至ＬＤ４を時分割で順次に駆動する
ようになっている。
【０００８】また透過光検出装置５４は、光ファイバ５
３からの近赤外光の光量を調節するフィルタ５７と、レ
ンズ７０、７１と、フィルタ５７からの光をパルス電流
に変換して出力する光電子増倍管（ＰＭＴ）５８と、光
電子増倍管５８からのパルス電流を増幅する増幅器（Ａ
ＭＰ）５９と、増幅器５９からの電流のうちで所定の波
高しきい値以下のパルス電流を取り除く波高弁別器６０
と、チャンネルごとの光子数頻度を検出するマルチチャ
ンネルフォトンカウンタ６１と、マルチチャンネルフォ
トンカウンタ６１の検出期間を制御する例えば検出制御
器６７と、光電子増倍管５８を収容しているクーラ６９
の温度を調節する温度コントローラ６８とを備えてい
る。
３からの近赤外光の光量を調節するフィルタ５７と、レ
ンズ７０、７１と、フィルタ５７からの光をパルス電流
に変換して出力する光電子増倍管（ＰＭＴ）５８と、光
電子増倍管５８からのパルス電流を増幅する増幅器（Ａ
ＭＰ）５９と、増幅器５９からの電流のうちで所定の波
高しきい値以下のパルス電流を取り除く波高弁別器６０
と、チャンネルごとの光子数頻度を検出するマルチチャ
ンネルフォトンカウンタ６１と、マルチチャンネルフォ
トンカウンタ６１の検出期間を制御する例えば検出制御
器６７と、光電子増倍管５８を収容しているクーラ６９
の温度を調節する温度コントローラ６８とを備えてい
る。
【０００９】このような構成の診断装置では、使用に際
して、照射側取付具５１と検出側取付具５２とが被検体
の頭部４０の所定位置にテープなどによりしっかりと取
り付けられる。次いで光源制御装置５５により光源ＬＤ
１乃至ＬＤ４を図２のようにそれぞれ駆動すると、光源
ＬＤ１乃至ＬＤ４からは４種類の異なる波長の近赤外光
が時分割で順次に出力され、光ファイバ５０−１乃至５
０−４を介して被検体の頭部４０に入射する。被検体の
頭部４０の骨や柔らかな組織は、近赤外光を透過させる
性質を有している。このため、被検体の頭部４０に入射
した近赤外光は該頭部４０内で血液中のヘモグロビン、
細胞内のチトクロムａ、ａ3 により部分的に吸収された
後、頭部４０の反対側へと透過し、光ファイバ５３内に
導かれ、更に、光ファイバ５３から透過光検出装置５４
に導入される。なお、光源ＬＤ１乃至ＬＤ４のいずれも
が駆動されないフェーズφｎ１では透過光検出装置５４
には光源ＬＤ１乃至ＬＤ４からの透過光は入射せず、こ
のときには透過光検出装置５４においてダーク光の検出
が行われる。
して、照射側取付具５１と検出側取付具５２とが被検体
の頭部４０の所定位置にテープなどによりしっかりと取
り付けられる。次いで光源制御装置５５により光源ＬＤ
１乃至ＬＤ４を図２のようにそれぞれ駆動すると、光源
ＬＤ１乃至ＬＤ４からは４種類の異なる波長の近赤外光
が時分割で順次に出力され、光ファイバ５０−１乃至５
０−４を介して被検体の頭部４０に入射する。被検体の
頭部４０の骨や柔らかな組織は、近赤外光を透過させる
性質を有している。このため、被検体の頭部４０に入射
した近赤外光は該頭部４０内で血液中のヘモグロビン、
細胞内のチトクロムａ、ａ3 により部分的に吸収された
後、頭部４０の反対側へと透過し、光ファイバ５３内に
導かれ、更に、光ファイバ５３から透過光検出装置５４
に導入される。なお、光源ＬＤ１乃至ＬＤ４のいずれも
が駆動されないフェーズφｎ１では透過光検出装置５４
には光源ＬＤ１乃至ＬＤ４からの透過光は入射せず、こ
のときには透過光検出装置５４においてダーク光の検出
が行われる。
【００１０】透過光検出装置５４の光電子増倍管５８
は、高感度、高応答速度で動作するフォトンカウンティ
ング用のものである。光電子増倍管５８の出力パルス電
流は増幅器５９を介して波高弁別器６０に入力する。波
高弁別器６０では、所定の波高しきい値以下のノイズ成
分を取り除き信号パルスだけをマルチチャンネルフォト
ンカウンタ６１に入力させるようになっている。マルチ
チャンネルフォトンカウンタ６１は、検出制御装置６７
からの図２に示すような制御信号ＣＴＬにより、図２に
示すような光源ＬＤ１乃至ＬＤ４の駆動信号ＡＣＴ１乃
至ＡＣＴ４に同期した期間Ｔ0 だけ光子数の検出を行
い、光ファイバ５３から入射した光に対して各波長ごと
の検出フォトン数を計数する。これにより近赤外光の各
波長ごとの透過量データが求められる。
は、高感度、高応答速度で動作するフォトンカウンティ
ング用のものである。光電子増倍管５８の出力パルス電
流は増幅器５９を介して波高弁別器６０に入力する。波
高弁別器６０では、所定の波高しきい値以下のノイズ成
分を取り除き信号パルスだけをマルチチャンネルフォト
ンカウンタ６１に入力させるようになっている。マルチ
チャンネルフォトンカウンタ６１は、検出制御装置６７
からの図２に示すような制御信号ＣＴＬにより、図２に
示すような光源ＬＤ１乃至ＬＤ４の駆動信号ＡＣＴ１乃
至ＡＣＴ４に同期した期間Ｔ0 だけ光子数の検出を行
い、光ファイバ５３から入射した光に対して各波長ごと
の検出フォトン数を計数する。これにより近赤外光の各
波長ごとの透過量データが求められる。
【００１１】すなわち、図２に示すように、光源制御装
置５５の１つのサイクルＣＹｎ中、フェーズφｎ１で
は、光源ＬＤ１乃至ＬＤ４のいずれもが駆動されないの
で、透過光検出装置５４ではダーク光データｄが計数さ
れる。またフェーズφｎ１乃至φｎ５では光源ＬＤ１乃
至ＬＤ４が時分割で順次に駆動されるので、透過光検出
装置５４では、４つの異なった波長λ１、λ２、λ３、
λ４の近赤外光の透過量データｔλ１ 、ｔλ２ 、ｔλ
３ 、ｔλ４ が順次に計数される。
置５５の１つのサイクルＣＹｎ中、フェーズφｎ１で
は、光源ＬＤ１乃至ＬＤ４のいずれもが駆動されないの
で、透過光検出装置５４ではダーク光データｄが計数さ
れる。またフェーズφｎ１乃至φｎ５では光源ＬＤ１乃
至ＬＤ４が時分割で順次に駆動されるので、透過光検出
装置５４では、４つの異なった波長λ１、λ２、λ３、
λ４の近赤外光の透過量データｔλ１ 、ｔλ２ 、ｔλ
３ 、ｔλ４ が順次に計数される。
【００１２】このように、１つのサイクルＣＹｎ中に順
次計数されるダーク光データｄおよび透過量データｔλ
１ 、ｔλ２ 、ｔλ３ 、ｔλ４は 、Ｎ回のサイクルＣ
Ｙ１乃至ＣＹＮにわたって計数が続けられる。すなわち
Ｎ回のサイクルをもって、１測定期間Ｍｋ（ｋ＝１、
２、・・・・）とされる。具体的には、例えば１つのサ
イクルＣＹｎが２００μ秒でありＮが１００００回であ
るとすると、１測定期間Ｍｋは２秒となる。１測定期間
Ｍｋが終了した時点で、ダーク光データの計数結果、数
式１、および透過量データの計数結果、数式２がコンピ
ュータシステム５６に転送され、メモリ６３に記憶され
る。
次計数されるダーク光データｄおよび透過量データｔλ
１ 、ｔλ２ 、ｔλ３ 、ｔλ４は 、Ｎ回のサイクルＣ
Ｙ１乃至ＣＹＮにわたって計数が続けられる。すなわち
Ｎ回のサイクルをもって、１測定期間Ｍｋ（ｋ＝１、
２、・・・・）とされる。具体的には、例えば１つのサ
イクルＣＹｎが２００μ秒でありＮが１００００回であ
るとすると、１測定期間Ｍｋは２秒となる。１測定期間
Ｍｋが終了した時点で、ダーク光データの計数結果、数
式１、および透過量データの計数結果、数式２がコンピ
ュータシステム５６に転送され、メモリ６３に記憶され
る。
【００１３】
【数１】
【００１４】
【数２】
【００１５】プロセッサ６２は、１測定期間Ｍｋにおい
てメモリ６３に記憶された透過量データ、ダーク光デー
タ（Ｔλ１ 、Ｔλ２ 、Ｔλ３ 、Ｔλ４ 、Ｄ）Mkと、
測定開始時Ｍｏにおける透過量データ、ダーク光データ
（Ｔλ１ 、Ｔλ２ 、Ｔλ３、Ｔλ４ 、Ｄ）Mo とか
ら、ダーク減算を行い、しかる後に透過量の変化率ΔＴ
λ１ 、ΔＴλ２ 、ΔＴλ３ 、ΔＴλ４ を算出する。
すなわち透過量の変化率ΔＴλ１ 、ΔＴλ２ 、ΔＴλ
３ 、ΔＴλ４ は、 ΔＴλj＝log［（Ｔλj−Ｄ）Mk／（Ｔλj−Ｄ）Mo］ （ｊ＝１〜４）・・・（１） として算出される。なお、ΔＴλj の算出において対数
をとっているのは、光学密度としての変化を表すためで
ある。
てメモリ６３に記憶された透過量データ、ダーク光デー
タ（Ｔλ１ 、Ｔλ２ 、Ｔλ３ 、Ｔλ４ 、Ｄ）Mkと、
測定開始時Ｍｏにおける透過量データ、ダーク光データ
（Ｔλ１ 、Ｔλ２ 、Ｔλ３、Ｔλ４ 、Ｄ）Mo とか
ら、ダーク減算を行い、しかる後に透過量の変化率ΔＴ
λ１ 、ΔＴλ２ 、ΔＴλ３ 、ΔＴλ４ を算出する。
すなわち透過量の変化率ΔＴλ１ 、ΔＴλ２ 、ΔＴλ
３ 、ΔＴλ４ は、 ΔＴλj＝log［（Ｔλj−Ｄ）Mk／（Ｔλj−Ｄ）Mo］ （ｊ＝１〜４）・・・（１） として算出される。なお、ΔＴλj の算出において対数
をとっているのは、光学密度としての変化を表すためで
ある。
【００１６】このようにして算出された透過量の変化率
ΔＴλ１ 、ΔＴλ２ 、ΔＴλ３、ΔＴλ４ から、酸
化型ヘモグロビン（ＨｂＯ2） 、脱酸素型ヘモグロビン
（Ｈｂ）、酸化されたチトクロムａ、ａ３ （Ｃｙ
Ｏ2）、還元されたチトクロムａ、ａ３ （Ｃｙ）の濃度
変化ΔＸHbO2、ΔＸHb、ΔＸcyo2、ΔＸcy をそれぞれ
検出することができる。すなわち各成分の濃度変化ΔＸ
HbO2、ΔＸHb、ΔＸcyo2、ΔＸcyは、数式３として検出
される。ここでαijは、各波長λｊ（λ１、λ２、λ
３、λ４）における各成分Ｉ（ＨｂＯ2、Ｈｂ、Ｃｙ
Ｏ2、Ｃｙ）の呼吸係数であり、図３及び図４から予め
定まっている。またιは、近赤外光が進行する方向の頭
部の長さである。
ΔＴλ１ 、ΔＴλ２ 、ΔＴλ３、ΔＴλ４ から、酸
化型ヘモグロビン（ＨｂＯ2） 、脱酸素型ヘモグロビン
（Ｈｂ）、酸化されたチトクロムａ、ａ３ （Ｃｙ
Ｏ2）、還元されたチトクロムａ、ａ３ （Ｃｙ）の濃度
変化ΔＸHbO2、ΔＸHb、ΔＸcyo2、ΔＸcy をそれぞれ
検出することができる。すなわち各成分の濃度変化ΔＸ
HbO2、ΔＸHb、ΔＸcyo2、ΔＸcyは、数式３として検出
される。ここでαijは、各波長λｊ（λ１、λ２、λ
３、λ４）における各成分Ｉ（ＨｂＯ2、Ｈｂ、Ｃｙ
Ｏ2、Ｃｙ）の呼吸係数であり、図３及び図４から予め
定まっている。またιは、近赤外光が進行する方向の頭
部の長さである。
【００１７】
【数３】
【００１８】このようにしてコンピュータシステム５６
において検出された各成分の濃度変化ΔＸHbO2、ΔＸH
b、ΔＸcyo2、ΔＸcyは、換言すれば脳内の酸素量の変
化であるので、これらを出力装置６４に出力させること
で、脳内の酸素量の変化を知り診断することができる。
において検出された各成分の濃度変化ΔＸHbO2、ΔＸH
b、ΔＸcyo2、ΔＸcyは、換言すれば脳内の酸素量の変
化であるので、これらを出力装置６４に出力させること
で、脳内の酸素量の変化を知り診断することができる。
【００１９】尚、 測定される吸収スペクトルは主に血
液中のヘモグロビンに起因するのものが大部分で、チト
クロムに起因するものは非常に少ない。これは体内のヘ
モグロビン濃度がチトクロムに比べて数倍以上であるこ
とと、ヘモグロビンに比べチトクロムは酸素親和力が大
きいため、通常の状態では酸化・脱酸素化の変化が小さ
いことによる。このため、測定によって得られる測定対
象の体内器官内の酸素量変化は、主に血液中のヘモグロ
ビンの濃度変化によるものとみなされる。
液中のヘモグロビンに起因するのものが大部分で、チト
クロムに起因するものは非常に少ない。これは体内のヘ
モグロビン濃度がチトクロムに比べて数倍以上であるこ
とと、ヘモグロビンに比べチトクロムは酸素親和力が大
きいため、通常の状態では酸化・脱酸素化の変化が小さ
いことによる。このため、測定によって得られる測定対
象の体内器官内の酸素量変化は、主に血液中のヘモグロ
ビンの濃度変化によるものとみなされる。
【００２０】
【発明が解決しようとする課題】ここで臨床的には脳等
の体内器官を通過する血液の実際の酸素飽和度の測定が
要請されていた。しかし、上記のような従来の診断装置
では、酸化型ヘモグロビン（ＨｂＯ2）、脱酸素型ヘモ
グロビン（Ｈｂ）、酸化されたチトクロムａ、ａ３（Ｃ
ｙＯ2）、還元されたチトクロムａ、ａの３（Ｃｙ）の
濃度変化を測定し、表示することは可能であるが、被検
体の血液中の酸素飽和度そのものを測定することは不可
能であった。
の体内器官を通過する血液の実際の酸素飽和度の測定が
要請されていた。しかし、上記のような従来の診断装置
では、酸化型ヘモグロビン（ＨｂＯ2）、脱酸素型ヘモ
グロビン（Ｈｂ）、酸化されたチトクロムａ、ａ３（Ｃ
ｙＯ2）、還元されたチトクロムａ、ａの３（Ｃｙ）の
濃度変化を測定し、表示することは可能であるが、被検
体の血液中の酸素飽和度そのものを測定することは不可
能であった。
【００２１】この問題の一部を解決する方法として、特
開昭６３−２７５３２４号公報に開示されているよう
に、心拍に同期して透過光を検出することにより、心拍
により変調されるヘモグロビン量（ΔＨｂＯ2＋ΔＨ
ｂ）と酸化ヘモグロビン量ΔＨｂＯ2を測定し、 ΔＨｂＯ2 ／（ΔＨｂＯ2＋ ΔＨｂ） なる演算により脳内動脈酸素飽和度を求める方法があ
る。
開昭６３−２７５３２４号公報に開示されているよう
に、心拍に同期して透過光を検出することにより、心拍
により変調されるヘモグロビン量（ΔＨｂＯ2＋ΔＨ
ｂ）と酸化ヘモグロビン量ΔＨｂＯ2を測定し、 ΔＨｂＯ2 ／（ΔＨｂＯ2＋ ΔＨｂ） なる演算により脳内動脈酸素飽和度を求める方法があ
る。
【００２２】しかし、この方法では酸素の供給状態を示
す動脈酸素飽和度の測定は可能だが、脳代謝や酸素消費
を反映する静脈の情報は得られない。
す動脈酸素飽和度の測定は可能だが、脳代謝や酸素消費
を反映する静脈の情報は得られない。
【００２３】別の方法として、同様の装置によりヘモグ
ロビン量の変化（ΔＨｂＯ2＋ΔＨｂ）を常時モニタ
し、これが何らかの原因によりある一定値以上に変化し
たとき、 ΔＨｂＯ2 ／（ΔＨｂＯ2＋ ΔＨｂ） の演算により変化した血液についての酸素飽和度を求め
る方法も提案されている。
ロビン量の変化（ΔＨｂＯ2＋ΔＨｂ）を常時モニタ
し、これが何らかの原因によりある一定値以上に変化し
たとき、 ΔＨｂＯ2 ／（ΔＨｂＯ2＋ ΔＨｂ） の演算により変化した血液についての酸素飽和度を求め
る方法も提案されている。
【００２４】これは動脈以外の情報も得られ、特に胎児
や新生児などの頭骸骨が柔軟で出生時の機械的圧迫や、
出生後頭部位置を上下した時などに生ずる血液量の変化
を利用して酸素飽和度を求める場合には有効である。し
かし、大人を含めた一般の臨床には適用に限界がある。
また、動脈と静脈の情報を独立に得ることも困難であ
る。
や新生児などの頭骸骨が柔軟で出生時の機械的圧迫や、
出生後頭部位置を上下した時などに生ずる血液量の変化
を利用して酸素飽和度を求める場合には有効である。し
かし、大人を含めた一般の臨床には適用に限界がある。
また、動脈と静脈の情報を独立に得ることも困難であ
る。
【００２５】この様に上記の方法は、脳内酸素飽和度を
定量的にしかも非侵襲的に求めることができるためその
臨床的意義は大きい。しかし、脳内の代謝、酸素消費を
反映する静脈の情報が的確に得られないという点で問題
があった。
定量的にしかも非侵襲的に求めることができるためその
臨床的意義は大きい。しかし、脳内の代謝、酸素消費を
反映する静脈の情報が的確に得られないという点で問題
があった。
【００２６】本発明は上記の様な従来方式の問題点を解
決するため、呼吸により脳静脈血がわずかに変調される
現象を利用し、この現象を的確にとらえるための検出方
式を用いて、脳静脈酸素飽和度を測定する方法を提供す
るものである。また、特開昭６３−２７５３２４号公報
に記載のある心拍を利用して脳静脈飽和度を測定する方
法を本発明と組み合わせることにより、動脈、静脈の飽
和度を独立に同時に得ることが可能となり、臨床上の意
義は極めて大きいものとなる。
決するため、呼吸により脳静脈血がわずかに変調される
現象を利用し、この現象を的確にとらえるための検出方
式を用いて、脳静脈酸素飽和度を測定する方法を提供す
るものである。また、特開昭６３−２７５３２４号公報
に記載のある心拍を利用して脳静脈飽和度を測定する方
法を本発明と組み合わせることにより、動脈、静脈の飽
和度を独立に同時に得ることが可能となり、臨床上の意
義は極めて大きいものとなる。
【００２７】
【課題を解決するための手段】本発明は、上記課題を解
決するために、異なった波長の光を発生させる光源と、
診断対象である脳に上記光を入射させ、脳を透過した透
過光を取り出す手段と、呼吸を検出して呼吸信号を出力
する呼吸検出手段と、上記透過光を上記呼吸信号に同期
して検出し、呼吸により変調された透過光を表す呼吸変
調透過光を取り出す手段と、上記呼吸変調透過光を解析
して演算し、脳内静脈血に含まれる酸化型媒体の濃度変
化ΔＸ02と脱酸素型媒体の濃度変化ΔＸを演算結果とし
て提供する分析手段と、 Ｋ1 × ΔＸ02／｛ΔＸ ＋ ΔＸ02｝ （Ｋ1は定
数） なる演算を実行して脳内静脈酸素飽和度を求めるための
演算手段と、上記演算の結果得られた脳内静脈酸素飽和
度を表示するための表示手段とを備えた診断装置を提供
する。
決するために、異なった波長の光を発生させる光源と、
診断対象である脳に上記光を入射させ、脳を透過した透
過光を取り出す手段と、呼吸を検出して呼吸信号を出力
する呼吸検出手段と、上記透過光を上記呼吸信号に同期
して検出し、呼吸により変調された透過光を表す呼吸変
調透過光を取り出す手段と、上記呼吸変調透過光を解析
して演算し、脳内静脈血に含まれる酸化型媒体の濃度変
化ΔＸ02と脱酸素型媒体の濃度変化ΔＸを演算結果とし
て提供する分析手段と、 Ｋ1 × ΔＸ02／｛ΔＸ ＋ ΔＸ02｝ （Ｋ1は定
数） なる演算を実行して脳内静脈酸素飽和度を求めるための
演算手段と、上記演算の結果得られた脳内静脈酸素飽和
度を表示するための表示手段とを備えた診断装置を提供
する。
【００２８】また、心拍を検出して心拍信号を出力する
心拍検出手段と、前記透過光を上記心拍信号に同期して
検出し、心拍により変調された透過光を表す心拍変調透
過光を取り出す手段とを更に有し、前記分析手段が更に
上記心拍変調透過光を解析して演算し、脳内動脈血に含
まれる酸化型媒体の濃度変化ΔＸ02と脱酸素型媒体の濃
度変化ΔＸを演算結果として提供すると共に、前記演算
手段が更に Ｋ2 × ΔＸ02／｛ΔＸ ＋ ΔＸ02｝ （Ｋ2は定
数） なる演算を実行して脳内動脈酸素飽和度を求め、前記表
示手段が更に上記演算の結果得られた脳内動脈酸素飽和
度を表示するようにしてもよい。
心拍検出手段と、前記透過光を上記心拍信号に同期して
検出し、心拍により変調された透過光を表す心拍変調透
過光を取り出す手段とを更に有し、前記分析手段が更に
上記心拍変調透過光を解析して演算し、脳内動脈血に含
まれる酸化型媒体の濃度変化ΔＸ02と脱酸素型媒体の濃
度変化ΔＸを演算結果として提供すると共に、前記演算
手段が更に Ｋ2 × ΔＸ02／｛ΔＸ ＋ ΔＸ02｝ （Ｋ2は定
数） なる演算を実行して脳内動脈酸素飽和度を求め、前記表
示手段が更に上記演算の結果得られた脳内動脈酸素飽和
度を表示するようにしてもよい。
【００２９】また、前記演算手段により演算された脳内
静脈酸素飽和度と脳内動脈酸素飽和度の双方を同時に前
記表示手段に表示するようにしてもよいし、あるいは、
両者を選択的に前記表示手段に表示するようにしてもよ
い。
静脈酸素飽和度と脳内動脈酸素飽和度の双方を同時に前
記表示手段に表示するようにしてもよいし、あるいは、
両者を選択的に前記表示手段に表示するようにしてもよ
い。
【００３０】前記入射光は近赤外光であるのが好まし
く、更に、異なった波長の光をそれぞれ所定期間繰り返
して脳に入射し、前記演算を｜ΔＸ ＋ ΔＸ02｜の値
が所定値以上になったときに行うようにするのが好まし
い。
く、更に、異なった波長の光をそれぞれ所定期間繰り返
して脳に入射し、前記演算を｜ΔＸ ＋ ΔＸ02｜の値
が所定値以上になったときに行うようにするのが好まし
い。
【００３１】
【作用】呼吸は主に横隔膜の運動により脳腔内圧が変動
し、これに伴って肺胞内の圧力が変動することにより生
ずる肺胞内での血液との間のガス交換である。このとき
の圧力変化は血液にも影響し、わずかな血圧変化を生ず
る。この血圧変化は血管が柔い静脈に対しては血液量の
変動を生ずる。この血液量の変動は肺の周辺だけでなく
頭部においても生ずる。したがって、呼吸信号に同期し
て脳の透過光を検出するようにすれば、当該透過光に基
づいて脳内静脈酸素飽和度を演算により求めることがで
きる。
し、これに伴って肺胞内の圧力が変動することにより生
ずる肺胞内での血液との間のガス交換である。このとき
の圧力変化は血液にも影響し、わずかな血圧変化を生ず
る。この血圧変化は血管が柔い静脈に対しては血液量の
変動を生ずる。この血液量の変動は肺の周辺だけでなく
頭部においても生ずる。したがって、呼吸信号に同期し
て脳の透過光を検出するようにすれば、当該透過光に基
づいて脳内静脈酸素飽和度を演算により求めることがで
きる。
【００３２】
【実施例】以下、図５乃至図７を参照しながら、本発明
の実施例を説明する。
の実施例を説明する。
【００３３】図５は、本発明に係る診断装置の構成図、
図６は呼吸信号ＲＳのタイムチャートと準測定期間ｍ
ｊ'（１≦ｊ≦ｐ）を示す図である。なお図５において
図１と同様の箇所には同じ符号を付して説明を省略す
る。
図６は呼吸信号ＲＳのタイムチャートと準測定期間ｍ
ｊ'（１≦ｊ≦ｐ）を示す図である。なお図５において
図１と同様の箇所には同じ符号を付して説明を省略す
る。
【００３４】本実施例の診断装置１では、コンピュータ
システム２は、従来の診断装置のコンピュータシステム
５６同様に、プロセッサ３、メモリ４、出力装置５、入
力装置６がシステムバス７に接続されている構成となっ
ており、呼吸信号ＲＳの周期をｐ個の期間に分割し、個
々の期間における透過量を繰り返し累積加算させて、酸
素の絶対飽和量Ｓをより精度良く求めるようになってい
る。呼吸に伴って変化する脳静脈血のヘモグロビンは、
ノイズに比べ充分な大きさではないからである。本発明
では呼吸信号を別に測定し、これに同期してヘモグロビ
ン変化を測定し、これを何回か積算することでＳ／Ｎを
上げている。なお、呼吸信号ＲＳは、入力装置６を介し
て外部より入力されている。
システム２は、従来の診断装置のコンピュータシステム
５６同様に、プロセッサ３、メモリ４、出力装置５、入
力装置６がシステムバス７に接続されている構成となっ
ており、呼吸信号ＲＳの周期をｐ個の期間に分割し、個
々の期間における透過量を繰り返し累積加算させて、酸
素の絶対飽和量Ｓをより精度良く求めるようになってい
る。呼吸に伴って変化する脳静脈血のヘモグロビンは、
ノイズに比べ充分な大きさではないからである。本発明
では呼吸信号を別に測定し、これに同期してヘモグロビ
ン変化を測定し、これを何回か積算することでＳ／Ｎを
上げている。なお、呼吸信号ＲＳは、入力装置６を介し
て外部より入力されている。
【００３５】このような構成の診断装置では、コンピュ
ータシステム２は、図６に示すように、呼吸信号ＲＳの
周期Ｓ１、Ｓ２、……をｐ個の期間に区分して、これら
をそれぞれ準測定期間ｍ’１乃至ｍ’ｐとしている。本
実施例ではｐは“１６”であり、呼吸周期を１６等分し
た区間を準測定期間ｍ’１乃至ｍ’１６としている。例
えば、呼吸周期Ｓ１が０．６秒の場合、各準測定期間
ｍ’１乃至ｍ’１６は３７．５ｍ秒となる。前述したよ
うに１つのサイクルＣＹｎを２００μ秒とすれば、各準
測定期間ｍ’１乃至ｍ’１６に各光源ＬＤ１乃至ＬＤ４
は、１８７．５回発光することになる。
ータシステム２は、図６に示すように、呼吸信号ＲＳの
周期Ｓ１、Ｓ２、……をｐ個の期間に区分して、これら
をそれぞれ準測定期間ｍ’１乃至ｍ’ｐとしている。本
実施例ではｐは“１６”であり、呼吸周期を１６等分し
た区間を準測定期間ｍ’１乃至ｍ’１６としている。例
えば、呼吸周期Ｓ１が０．６秒の場合、各準測定期間
ｍ’１乃至ｍ’１６は３７．５ｍ秒となる。前述したよ
うに１つのサイクルＣＹｎを２００μ秒とすれば、各準
測定期間ｍ’１乃至ｍ’１６に各光源ＬＤ１乃至ＬＤ４
は、１８７．５回発光することになる。
【００３６】例えば、１つの周期Ｓ１において、１つの
サイクルＣＹｎ（ｎ＝１乃至１８７または１８８）で順
次に駆動される光源ＬＤ１乃至ＬＤ４からの近赤外線
は、頭部６０により減衰されて透過光検出装置５４に加
わる。透過光検出装置５４のマルチチャンネルフォトン
カウンタ６１は、各波長λ１乃至λ４ごとに、さらに準
測定期間ｍ’１乃至ｍ’ｐごとに透過光のフォトン数を
計数する。この計数は、各波長λ１乃至λ４および各準
測定期間ｍ’１乃至ｍ’ｐの測定単位のすべてが一定値
以上の計数値になるまで、複数の呼吸周期にわたって続
けられる。この期間を１測定期間Ｍｋとする。１測定期
間Ｍｋが終了した時点でマルチチャンネルフォトンカウ
ンタ６１は、各計数チャンネルごとの計数結果をコンピ
ュータシステム２へ転送する。波長λｉ、準測定期間ｍ
ｊでの透過量データをＴλｉ(j)Accで表す。但し、１＝
１乃至４、ｊ＝１乃至ｐである。
サイクルＣＹｎ（ｎ＝１乃至１８７または１８８）で順
次に駆動される光源ＬＤ１乃至ＬＤ４からの近赤外線
は、頭部６０により減衰されて透過光検出装置５４に加
わる。透過光検出装置５４のマルチチャンネルフォトン
カウンタ６１は、各波長λ１乃至λ４ごとに、さらに準
測定期間ｍ’１乃至ｍ’ｐごとに透過光のフォトン数を
計数する。この計数は、各波長λ１乃至λ４および各準
測定期間ｍ’１乃至ｍ’ｐの測定単位のすべてが一定値
以上の計数値になるまで、複数の呼吸周期にわたって続
けられる。この期間を１測定期間Ｍｋとする。１測定期
間Ｍｋが終了した時点でマルチチャンネルフォトンカウ
ンタ６１は、各計数チャンネルごとの計数結果をコンピ
ュータシステム２へ転送する。波長λｉ、準測定期間ｍ
ｊでの透過量データをＴλｉ(j)Accで表す。但し、１＝
１乃至４、ｊ＝１乃至ｐである。
【００３７】このようにして、準測定期間ｍ’１乃至
ｍ’ｐごとにそれぞれの透過量データを累積加算するこ
とによって、各準測定期間ｍ’１乃至ｍ’ｐの透過量を
解析に十分な大きさとし、また各準測定期間ｍ’１乃至
ｍ’ｐ相互の呼吸による変動を明確に検出することがで
きる。
ｍ’ｐごとにそれぞれの透過量データを累積加算するこ
とによって、各準測定期間ｍ’１乃至ｍ’ｐの透過量を
解析に十分な大きさとし、また各準測定期間ｍ’１乃至
ｍ’ｐ相互の呼吸による変動を明確に検出することがで
きる。
【００３８】図７は、波長λ１着目して、各準測定期間
ｍ’１乃至ｍ’ｐごとに検出された透過量データＴλ１
(1)、Ｔλ１(2)、……、Ｔλ１(p)の１測定期間Ｍｋに
わたっての累積加算値Ｔλ１(1)Acc、Ｔλ１(2)Acc、…
…、Ｔλ１(p)Accの変動を示したものである。他の波長
λ２、λ３、λ４の透過量データの累積加算値について
も図示しないが図７に示すと同様に変動する。
ｍ’１乃至ｍ’ｐごとに検出された透過量データＴλ１
(1)、Ｔλ１(2)、……、Ｔλ１(p)の１測定期間Ｍｋに
わたっての累積加算値Ｔλ１(1)Acc、Ｔλ１(2)Acc、…
…、Ｔλ１(p)Accの変動を示したものである。他の波長
λ２、λ３、λ４の透過量データの累積加算値について
も図示しないが図７に示すと同様に変動する。
【００３９】このように、計算にとって充分なＳ／Ｎの
信号を得ることができる。このデータをもとに所定の演
算によりΔＨｂＯ２、ΔＨｂを求め、 ΔＨｂＯ2／｛ΔＨｂＯ2＋ΔＨｂ｝ により静脈酸素飽和度を計算することができる。
信号を得ることができる。このデータをもとに所定の演
算によりΔＨｂＯ２、ΔＨｂを求め、 ΔＨｂＯ2／｛ΔＨｂＯ2＋ΔＨｂ｝ により静脈酸素飽和度を計算することができる。
【００４０】呼吸信号検出する方法としては、胸部や腹
部に巻かれてこの部分の呼吸による動きを検出する伸縮
センサや圧力センサを用いるもの、口腔や鼻腔での気流
を測るもの、また人工呼吸を使用している患者では直接
装置からの信号を利用するなど様々な方法が可能であ
る。
部に巻かれてこの部分の呼吸による動きを検出する伸縮
センサや圧力センサを用いるもの、口腔や鼻腔での気流
を測るもの、また人工呼吸を使用している患者では直接
装置からの信号を利用するなど様々な方法が可能であ
る。
【００４１】
【発明の効果】以上説明したように、本発明によれば、
呼吸周期を繰り返し、これにより累積加算された透過量
から心拍周期における透過量の変化を求め、これに基づ
き酸素の絶対飽和量を求めているので、１つの呼吸周期
の各サイクルにおける透過量が微弱で各サイクル間の透
過量の変動も少ない頭部においても静脈血飽和量をも精
度良く測定することができる。
呼吸周期を繰り返し、これにより累積加算された透過量
から心拍周期における透過量の変化を求め、これに基づ
き酸素の絶対飽和量を求めているので、１つの呼吸周期
の各サイクルにおける透過量が微弱で各サイクル間の透
過量の変動も少ない頭部においても静脈血飽和量をも精
度良く測定することができる。
【００４２】さらに、本発明を特開昭６３−２７５３２
４号公報に開示された方法と併用することにより、動脈
と静脈の両者の情報が同時に得られるため、脳代謝、脳
循環、脳酸素消費など、間接的に得られる情報も大幅に
増大する。また、心拍は動脈のみに、呼吸は静脈のみに
血液量変動を生じ、さらに両者の変動周期は数倍以上の
違いがあるため信号の分離は的確に行われる。
４号公報に開示された方法と併用することにより、動脈
と静脈の両者の情報が同時に得られるため、脳代謝、脳
循環、脳酸素消費など、間接的に得られる情報も大幅に
増大する。また、心拍は動脈のみに、呼吸は静脈のみに
血液量変動を生じ、さらに両者の変動周期は数倍以上の
違いがあるため信号の分離は的確に行われる。
【００４３】また、脳酸素モニタを必要とする多くの患
者はＩＣＵ中の患者や手術患者であり、もともと心拍や
呼吸をモニタされている場合が多く、本発明による測定
のためにあえてこうしたモニタを準備する必要がない。
者はＩＣＵ中の患者や手術患者であり、もともと心拍や
呼吸をモニタされている場合が多く、本発明による測定
のためにあえてこうしたモニタを準備する必要がない。
【００４４】以上のように、本発明によれば、光により
全く非侵襲的に、酸素モニタがもっとも重要な頭部での
動・静脈酸素飽和度の測定が可能となり、従来では困難
であった脳内情報が臨床現場で得られるようになった。
全く非侵襲的に、酸素モニタがもっとも重要な頭部での
動・静脈酸素飽和度の測定が可能となり、従来では困難
であった脳内情報が臨床現場で得られるようになった。
【図１】従来の診断装置の概略図である。
【図２】光源駆動信号のタイミングチャートである。
【図３】酸化型ヘモグロビン及び脱酸素型ヘモグロビン
の吸収スペクトルを示すグラフである。
の吸収スペクトルを示すグラフである。
【図４】酸化型チトクロム及び脱酸素型チトクロムの吸
収スペクトルを示すグラフである。
収スペクトルを示すグラフである。
【図５】本発明に係る診断装置の概略図である。
【図６】呼吸信号のタイムチャート及び準測定期間を示
す図である。
す図である。
【図７】１測定期間にわたって累積加算された透過量デ
ータの累積加算値を示す図である。
ータの累積加算値を示す図である。
４５ 診断装置 ５４ 透過光検出装置 ５５ 光源制御装置 ５６ コンピューターシステム ７２ 呼吸センサ ７３ 心拍センサ
フロントページの続き (72)発明者 マーク コープ イギリス国、ダブリュウシー１イー ６ジ ェイエー、ロンドン、カパー ストリート 11−20、シロプシアー ハウス １階、 ロンドン大学 メディカル フィズィクス アンド バイオエンジニアリング学部内
Claims (6)
- 【請求項１】 異なった波長の光を発生させる光源と、 診断対象である脳に上記光を入射させ、脳を透過した透
過光を取り出す手段と、 呼吸を検出して呼吸信号を出力する呼吸検出手段と、 上記透過光を上記呼吸信号に同期して検出し、呼吸によ
り変調された透過光を表す呼吸変調透過光を取り出す手
段と、 上記呼吸変調透過光を解析して演算し、脳内静脈血に含
まれる酸化型媒体の濃度変化ΔＸ02と脱酸素型媒体の濃
度変化ΔＸを演算結果として提供する分析手段と、 Ｋ1 × ΔＸ02／｛ΔＸ ＋ ΔＸ02｝ （Ｋ1は定
数） なる演算を実行して脳内静脈酸素飽和度を求めるための
演算手段と、 上記演算の結果得られた脳内静脈酸素飽和度を表示する
ための表示手段とを備えたことを特徴とする診断装置。 - 【請求項２】 心拍を検出して心拍信号を出力する心拍
検出手段と、前記透過光を上記心拍信号に同期して検出
し、心拍により変調された透過光を表す心拍変調透過光
を取り出す手段とを更に有し、前記分析手段が更に上記
心拍変調透過光を解析して演算し、脳内動脈血に含まれ
る酸化型媒体の濃度変化ΔＸ02と脱酸素型媒体の濃度変
化ΔＸを演算結果として提供すると共に、前記演算手段
が更に Ｋ2 × ΔＸ02／｛ΔＸ ＋ ΔＸ02｝ （Ｋ2は定
数） なる演算を実行して脳内動脈酸素飽和度を求め、前記表
示手段が更に上記演算の結果得られた脳内動脈酸素飽和
度を表示するようにしたことを特徴とする請求項１に記
載の診断装置。 - 【請求項３】 前記演算手段により演算された脳内静脈
酸素飽和度と脳内動脈酸素飽和度の双方を同時に前記表
示手段に表示するようにしたことを特徴とする請求項２
に記載の診断装置。 - 【請求項４】 前記演算手段により演算された脳内静脈
酸素飽和度と脳内動脈酸素飽和度を選択的に前記表示手
段に表示するようにしたことを特徴とする請求項２に記
載の診断装置。 - 【請求項５】 前記入射光が近赤外光であることを特徴
とする請求項１乃至４に記載の診断装置。 - 【請求項６】 異なった波長の光をそれぞれ所定期間繰
り返して脳に入射し、前記演算を｜ΔＸ ＋ ΔＸ02｜
の値が所定値以上になったときに行うようにしたことを
特徴とする請求項１乃至５に記載の診断装置。
Applications Claiming Priority (2)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| EP91312095A EP0549835B1 (en) | 1991-12-30 | 1991-12-30 | Diagnostic apparatus |
| GB91312095.2 | 1991-12-30 |
Publications (2)
| Publication Number | Publication Date |
|---|---|
| JPH05245129A true JPH05245129A (ja) | 1993-09-24 |
| JP2640412B2 JP2640412B2 (ja) | 1997-08-13 |
Family
ID=8208525
Family Applications (1)
| Application Number | Title | Priority Date | Filing Date |
|---|---|---|---|
| JP4360836A Expired - Fee Related JP2640412B2 (ja) | 1991-12-30 | 1992-12-29 | 診断装置 |
Country Status (4)
| Country | Link |
|---|---|
| US (1) | US5253646A (ja) |
| EP (1) | EP0549835B1 (ja) |
| JP (1) | JP2640412B2 (ja) |
| DE (1) | DE69117964T2 (ja) |
Cited By (3)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| JP2010193949A (ja) * | 2009-02-23 | 2010-09-09 | Nippon Koden Corp | 血中酸素飽和度測定装置 |
| JP2020513883A (ja) * | 2016-12-20 | 2020-05-21 | コーニンクレッカ フィリップス エヌ ヴェＫｏｎｉｎｋｌｉｊｋｅ Ｐｈｉｌｉｐｓ Ｎ．Ｖ． | 患者の監視 |
| WO2020121675A1 (ja) * | 2018-12-10 | 2020-06-18 | 浜松ホトニクス株式会社 | 濃度測定装置及び濃度測定方法 |
Families Citing this family (114)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| US5873821A (en) * | 1992-05-18 | 1999-02-23 | Non-Invasive Technology, Inc. | Lateralization spectrophotometer |
| JP3112025B2 (ja) * | 1990-10-26 | 2000-11-27 | 株式会社日立製作所 | 生体計測装置 |
| US6549795B1 (en) | 1991-05-16 | 2003-04-15 | Non-Invasive Technology, Inc. | Spectrophotometer for tissue examination |
| US6785568B2 (en) * | 1992-05-18 | 2004-08-31 | Non-Invasive Technology Inc. | Transcranial examination of the brain |
| US5954053A (en) * | 1995-06-06 | 1999-09-21 | Non-Invasive Technology, Inc. | Detection of brain hematoma |
| US5482041A (en) * | 1992-06-05 | 1996-01-09 | Wilk; Peter J. | Medical investigation system and related method |
| JP3107914B2 (ja) * | 1992-07-20 | 2000-11-13 | 浜松ホトニクス株式会社 | 散乱吸収体内部の吸収情報計測装置及び方法 |
| US5447159A (en) * | 1993-02-03 | 1995-09-05 | Massachusetts Institute Of Technology | Optical imaging for specimens having dispersive properties |
| US5995859A (en) * | 1994-02-14 | 1999-11-30 | Nihon Kohden Corporation | Method and apparatus for accurately measuring the saturated oxygen in arterial blood by substantially eliminating noise from the measurement signal |
| US6662033B2 (en) | 1994-04-01 | 2003-12-09 | Nellcor Incorporated | Pulse oximeter and sensor optimized for low saturation |
| US5685313A (en) * | 1994-05-31 | 1997-11-11 | Brain Monitor Ltd. | Tissue monitor |
| FI98266C (fi) * | 1994-11-29 | 1997-05-26 | Jukka Aihonen | Henkilökohtainen elintoimintojen seurantalaite |
| DE19612425C2 (de) * | 1995-03-31 | 2000-08-31 | Nihon Kohden Corp | Apparat zur Messung von Hämoglobinkonzentration |
| US20060184047A1 (en) * | 1995-11-17 | 2006-08-17 | Yuichi Yamashita | Optical measurement instrument for living body |
| DE19640807A1 (de) * | 1996-10-02 | 1997-09-18 | Siemens Ag | Verfahren und Vorrichtung zur nichtinvasiven optischen Erfassung der Sauerstoffversorgung eines Patienten |
| US6018673A (en) | 1996-10-10 | 2000-01-25 | Nellcor Puritan Bennett Incorporated | Motion compatible sensor for non-invasive optical blood analysis |
| US5899857A (en) * | 1997-01-07 | 1999-05-04 | Wilk; Peter J. | Medical treatment method with scanner input |
| US6675031B1 (en) | 1999-04-14 | 2004-01-06 | Mallinckrodt Inc. | Method and circuit for indicating quality and accuracy of physiological measurements |
| US7840257B2 (en) | 2003-01-04 | 2010-11-23 | Non Invasive Technology, Inc. | Examination of biological tissue using non-contact optical probes |
| US6594513B1 (en) * | 2000-01-12 | 2003-07-15 | Paul D. Jobsis | Method and apparatus for determining oxygen saturation of blood in body organs |
| US6701171B2 (en) | 2000-03-31 | 2004-03-02 | Københavns Universitet | Method and apparatus for non-invasive detection of angiogenic and anti-angiogenic activity in living tissue |
| PT2322085E (pt) | 2000-04-17 | 2014-06-23 | Covidien Lp | Sensor de oxímetro de pulsação com função por partes |
| US8224412B2 (en) | 2000-04-17 | 2012-07-17 | Nellcor Puritan Bennett Llc | Pulse oximeter sensor with piece-wise function |
| US6985763B2 (en) * | 2001-01-19 | 2006-01-10 | Tufts University | Method for measuring venous oxygen saturation |
| US6748254B2 (en) | 2001-10-12 | 2004-06-08 | Nellcor Puritan Bennett Incorporated | Stacked adhesive optical sensor |
| US7190986B1 (en) | 2002-10-18 | 2007-03-13 | Nellcor Puritan Bennett Inc. | Non-adhesive oximeter sensor for sensitive skin |
| ES2436214T3 (es) | 2003-09-12 | 2013-12-27 | Or-Nim Medical Ltd. | Monitorización óptica no invasiva de una región de interés |
| JP4393461B2 (ja) * | 2003-11-26 | 2010-01-06 | 株式会社日立メディコ | 生体光計測装置および方法 |
| US7162288B2 (en) | 2004-02-25 | 2007-01-09 | Nellcor Purtain Bennett Incorporated | Techniques for detecting heart pulses and reducing power consumption in sensors |
| US7277741B2 (en) * | 2004-03-09 | 2007-10-02 | Nellcor Puritan Bennett Incorporated | Pulse oximetry motion artifact rejection using near infrared absorption by water |
| US20050228253A1 (en) * | 2004-04-07 | 2005-10-13 | Nellcor Puritan Bennett Incorporated | Photoplethysmography with a spatially homogenous multi-color source |
| JP4012900B2 (ja) * | 2004-10-21 | 2007-11-21 | 株式会社日立製作所 | 生体光計測装置 |
| US8055321B2 (en) | 2005-03-14 | 2011-11-08 | Peter Bernreuter | Tissue oximetry apparatus and method |
| US7865223B1 (en) | 2005-03-14 | 2011-01-04 | Peter Bernreuter | In vivo blood spectrometry |
| DK1863387T3 (da) | 2005-03-16 | 2013-09-16 | Or Nim Medical Ltd | Ikke-invasive målinger i en menneskekrop |
| US7657294B2 (en) | 2005-08-08 | 2010-02-02 | Nellcor Puritan Bennett Llc | Compliant diaphragm medical sensor and technique for using the same |
| US7657295B2 (en) | 2005-08-08 | 2010-02-02 | Nellcor Puritan Bennett Llc | Medical sensor and technique for using the same |
| US7590439B2 (en) | 2005-08-08 | 2009-09-15 | Nellcor Puritan Bennett Llc | Bi-stable medical sensor and technique for using the same |
| US20070060808A1 (en) | 2005-09-12 | 2007-03-15 | Carine Hoarau | Medical sensor for reducing motion artifacts and technique for using the same |
| US7899510B2 (en) | 2005-09-29 | 2011-03-01 | Nellcor Puritan Bennett Llc | Medical sensor and technique for using the same |
| US7904130B2 (en) | 2005-09-29 | 2011-03-08 | Nellcor Puritan Bennett Llc | Medical sensor and technique for using the same |
| US7869850B2 (en) | 2005-09-29 | 2011-01-11 | Nellcor Puritan Bennett Llc | Medical sensor for reducing motion artifacts and technique for using the same |
| US8092379B2 (en) | 2005-09-29 | 2012-01-10 | Nellcor Puritan Bennett Llc | Method and system for determining when to reposition a physiological sensor |
| US7555327B2 (en) | 2005-09-30 | 2009-06-30 | Nellcor Puritan Bennett Llc | Folding medical sensor and technique for using the same |
| US7486979B2 (en) | 2005-09-30 | 2009-02-03 | Nellcor Puritan Bennett Llc | Optically aligned pulse oximetry sensor and technique for using the same |
| US8233954B2 (en) | 2005-09-30 | 2012-07-31 | Nellcor Puritan Bennett Llc | Mucosal sensor for the assessment of tissue and blood constituents and technique for using the same |
| US7881762B2 (en) | 2005-09-30 | 2011-02-01 | Nellcor Puritan Bennett Llc | Clip-style medical sensor and technique for using the same |
| US8062221B2 (en) | 2005-09-30 | 2011-11-22 | Nellcor Puritan Bennett Llc | Sensor for tissue gas detection and technique for using the same |
| US7483731B2 (en) | 2005-09-30 | 2009-01-27 | Nellcor Puritan Bennett Llc | Medical sensor and technique for using the same |
| US8073518B2 (en) | 2006-05-02 | 2011-12-06 | Nellcor Puritan Bennett Llc | Clip-style medical sensor and technique for using the same |
| US7477924B2 (en) | 2006-05-02 | 2009-01-13 | Nellcor Puritan Bennett Llc | Medical sensor and technique for using the same |
| US7522948B2 (en) | 2006-05-02 | 2009-04-21 | Nellcor Puritan Bennett Llc | Medical sensor and technique for using the same |
| US8145288B2 (en) | 2006-08-22 | 2012-03-27 | Nellcor Puritan Bennett Llc | Medical sensor for reducing signal artifacts and technique for using the same |
| US8219170B2 (en) | 2006-09-20 | 2012-07-10 | Nellcor Puritan Bennett Llc | System and method for practicing spectrophotometry using light emitting nanostructure devices |
| US8175671B2 (en) | 2006-09-22 | 2012-05-08 | Nellcor Puritan Bennett Llc | Medical sensor for reducing signal artifacts and technique for using the same |
| US8190225B2 (en) | 2006-09-22 | 2012-05-29 | Nellcor Puritan Bennett Llc | Medical sensor for reducing signal artifacts and technique for using the same |
| US8396527B2 (en) | 2006-09-22 | 2013-03-12 | Covidien Lp | Medical sensor for reducing signal artifacts and technique for using the same |
| US7869849B2 (en) | 2006-09-26 | 2011-01-11 | Nellcor Puritan Bennett Llc | Opaque, electrically nonconductive region on a medical sensor |
| US7574245B2 (en) | 2006-09-27 | 2009-08-11 | Nellcor Puritan Bennett Llc | Flexible medical sensor enclosure |
| US7890153B2 (en) | 2006-09-28 | 2011-02-15 | Nellcor Puritan Bennett Llc | System and method for mitigating interference in pulse oximetry |
| US7796403B2 (en) | 2006-09-28 | 2010-09-14 | Nellcor Puritan Bennett Llc | Means for mechanical registration and mechanical-electrical coupling of a faraday shield to a photodetector and an electrical circuit |
| US7476131B2 (en) | 2006-09-29 | 2009-01-13 | Nellcor Puritan Bennett Llc | Device for reducing crosstalk |
| US8068891B2 (en) | 2006-09-29 | 2011-11-29 | Nellcor Puritan Bennett Llc | Symmetric LED array for pulse oximetry |
| US8175667B2 (en) | 2006-09-29 | 2012-05-08 | Nellcor Puritan Bennett Llc | Symmetric LED array for pulse oximetry |
| US7680522B2 (en) | 2006-09-29 | 2010-03-16 | Nellcor Puritan Bennett Llc | Method and apparatus for detecting misapplied sensors |
| US7684842B2 (en) | 2006-09-29 | 2010-03-23 | Nellcor Puritan Bennett Llc | System and method for preventing sensor misuse |
| US7894869B2 (en) | 2007-03-09 | 2011-02-22 | Nellcor Puritan Bennett Llc | Multiple configuration medical sensor and technique for using the same |
| US8280469B2 (en) | 2007-03-09 | 2012-10-02 | Nellcor Puritan Bennett Llc | Method for detection of aberrant tissue spectra |
| US8265724B2 (en) | 2007-03-09 | 2012-09-11 | Nellcor Puritan Bennett Llc | Cancellation of light shunting |
| US7541602B2 (en) | 2007-06-04 | 2009-06-02 | Or-Nim Medical Ltd. | System and method for noninvasively monitoring conditions of a subject |
| US8352004B2 (en) | 2007-12-21 | 2013-01-08 | Covidien Lp | Medical sensor and technique for using the same |
| US8346328B2 (en) | 2007-12-21 | 2013-01-01 | Covidien Lp | Medical sensor and technique for using the same |
| US8366613B2 (en) | 2007-12-26 | 2013-02-05 | Covidien Lp | LED drive circuit for pulse oximetry and method for using same |
| US8577434B2 (en) | 2007-12-27 | 2013-11-05 | Covidien Lp | Coaxial LED light sources |
| US8442608B2 (en) | 2007-12-28 | 2013-05-14 | Covidien Lp | System and method for estimating physiological parameters by deconvolving artifacts |
| US8452364B2 (en) | 2007-12-28 | 2013-05-28 | Covidien LLP | System and method for attaching a sensor to a patient's skin |
| US8199007B2 (en) | 2007-12-31 | 2012-06-12 | Nellcor Puritan Bennett Llc | Flex circuit snap track for a biometric sensor |
| US8070508B2 (en) | 2007-12-31 | 2011-12-06 | Nellcor Puritan Bennett Llc | Method and apparatus for aligning and securing a cable strain relief |
| US8092993B2 (en) | 2007-12-31 | 2012-01-10 | Nellcor Puritan Bennett Llc | Hydrogel thin film for use as a biosensor |
| US8897850B2 (en) | 2007-12-31 | 2014-11-25 | Covidien Lp | Sensor with integrated living hinge and spring |
| US8437822B2 (en) | 2008-03-28 | 2013-05-07 | Covidien Lp | System and method for estimating blood analyte concentration |
| US8112375B2 (en) | 2008-03-31 | 2012-02-07 | Nellcor Puritan Bennett Llc | Wavelength selection and outlier detection in reduced rank linear models |
| US7880884B2 (en) | 2008-06-30 | 2011-02-01 | Nellcor Puritan Bennett Llc | System and method for coating and shielding electronic sensor components |
| US8071935B2 (en) | 2008-06-30 | 2011-12-06 | Nellcor Puritan Bennett Llc | Optical detector with an overmolded faraday shield |
| US7887345B2 (en) | 2008-06-30 | 2011-02-15 | Nellcor Puritan Bennett Llc | Single use connector for pulse oximetry sensors |
| US8203438B2 (en) | 2008-07-29 | 2012-06-19 | Masimo Corporation | Alarm suspend system |
| US8364220B2 (en) | 2008-09-25 | 2013-01-29 | Covidien Lp | Medical sensor and technique for using the same |
| US8423112B2 (en) | 2008-09-30 | 2013-04-16 | Covidien Lp | Medical sensor and technique for using the same |
| US8914088B2 (en) | 2008-09-30 | 2014-12-16 | Covidien Lp | Medical sensor and technique for using the same |
| US8417309B2 (en) | 2008-09-30 | 2013-04-09 | Covidien Lp | Medical sensor |
| WO2010056973A1 (en) | 2008-11-14 | 2010-05-20 | Nonin Medical, Inc. | Optical sensor path selection |
| US8452366B2 (en) | 2009-03-16 | 2013-05-28 | Covidien Lp | Medical monitoring device with flexible circuitry |
| US8221319B2 (en) | 2009-03-25 | 2012-07-17 | Nellcor Puritan Bennett Llc | Medical device for assessing intravascular blood volume and technique for using the same |
| US8509869B2 (en) | 2009-05-15 | 2013-08-13 | Covidien Lp | Method and apparatus for detecting and analyzing variations in a physiologic parameter |
| US8634891B2 (en) | 2009-05-20 | 2014-01-21 | Covidien Lp | Method and system for self regulation of sensor component contact pressure |
| US9010634B2 (en) | 2009-06-30 | 2015-04-21 | Covidien Lp | System and method for linking patient data to a patient and providing sensor quality assurance |
| US8505821B2 (en) | 2009-06-30 | 2013-08-13 | Covidien Lp | System and method for providing sensor quality assurance |
| US8311601B2 (en) | 2009-06-30 | 2012-11-13 | Nellcor Puritan Bennett Llc | Reflectance and/or transmissive pulse oximeter |
| US8391941B2 (en) | 2009-07-17 | 2013-03-05 | Covidien Lp | System and method for memory switching for multiple configuration medical sensor |
| US8417310B2 (en) | 2009-08-10 | 2013-04-09 | Covidien Lp | Digital switching in multi-site sensor |
| US8428675B2 (en) | 2009-08-19 | 2013-04-23 | Covidien Lp | Nanofiber adhesives used in medical devices |
| DE112011100761T5 (de) | 2010-03-01 | 2013-01-03 | Masimo Corporation | Adaptives Alarmsystem |
| US8391943B2 (en) | 2010-03-31 | 2013-03-05 | Covidien Lp | Multi-wavelength photon density wave system using an optical switch |
| US7884933B1 (en) | 2010-05-05 | 2011-02-08 | Revolutionary Business Concepts, Inc. | Apparatus and method for determining analyte concentrations |
| US9775545B2 (en) | 2010-09-28 | 2017-10-03 | Masimo Corporation | Magnetic electrical connector for patient monitors |
| EP2621333B1 (en) | 2010-09-28 | 2015-07-29 | Masimo Corporation | Depth of consciousness monitor including oximeter |
| US9597022B2 (en) * | 2011-09-09 | 2017-03-21 | Nellcor Puritan Bennett Ireland | Venous oxygen saturation systems and methods |
| US20130066173A1 (en) * | 2011-09-09 | 2013-03-14 | Nellcor Puritan Bennett Ireland | Venous oxygen saturation systems and methods |
| CN103845070B (zh) * | 2012-12-07 | 2018-08-03 | 上海联影医疗科技有限公司 | Pet-ct扫描装置及其控制方法 |
| US10154815B2 (en) | 2014-10-07 | 2018-12-18 | Masimo Corporation | Modular physiological sensors |
| US10328202B2 (en) | 2015-02-04 | 2019-06-25 | Covidien Lp | Methods and systems for determining fluid administration |
| US10499835B2 (en) | 2015-03-24 | 2019-12-10 | Covidien Lp | Methods and systems for determining fluid responsiveness in the presence of noise |
| US10340408B1 (en) * | 2018-05-17 | 2019-07-02 | Hi Llc | Non-invasive wearable brain interface systems including a headgear and a plurality of self-contained photodetector units configured to removably attach to the headgear |
| CN117322876A (zh) * | 2023-10-27 | 2024-01-02 | 广东省人民医院 | 基于颈动静脉参量的脑氧供需监测系统、方法和介质 |
Citations (6)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| JPS63275325A (ja) * | 1987-05-08 | 1988-11-14 | Hamamatsu Photonics Kk | 診断装置 |
| JPH0165007U (ja) * | 1987-10-20 | 1989-04-26 | ||
| JPH0221289A (ja) * | 1988-07-09 | 1990-01-24 | Tokyo Gas Co Ltd | 埋設管の検知方法 |
| EP0399536A1 (en) * | 1989-05-24 | 1990-11-28 | Micronix Pty Ltd | Medical instrument location means |
| JPH0335114A (ja) * | 1989-06-30 | 1991-02-15 | Komatsu Ltd | 地下掘進機械の位置計測装置 |
| JPH03133429A (ja) * | 1989-09-29 | 1991-06-06 | Siemens Ag | 血管内のカテーテルのリアルタイム表示方法 |
Family Cites Families (10)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| DE907293C (de) * | 1950-02-25 | 1954-03-22 | Hoffmann La Roche | Verfahren zur Herstellung von Polyschwefelsaeureesteren und Salzen derselben |
| US4281645A (en) * | 1977-06-28 | 1981-08-04 | Duke University, Inc. | Method and apparatus for monitoring metabolism in body organs |
| US4444498A (en) * | 1981-02-27 | 1984-04-24 | Bentley Laboratories | Apparatus and method for measuring blood oxygen saturation |
| US4907876A (en) * | 1987-05-08 | 1990-03-13 | Hamamatsu Photonics Kabushiki Kaisha | Examination apparatus for measuring oxygenation in body organs |
| JPS63275324A (ja) * | 1987-05-08 | 1988-11-14 | Hamamatsu Photonics Kk | 診断装置 |
| JPS63277038A (ja) * | 1987-05-08 | 1988-11-15 | Hamamatsu Photonics Kk | 診断装置 |
| US5103829A (en) * | 1987-05-08 | 1992-04-14 | Hamamatsu Photonics Kabushiki Kaisha | Examination apparatus for measuring oxygenation in body organs |
| US4960126A (en) * | 1988-01-15 | 1990-10-02 | Criticare Systems, Inc. | ECG synchronized pulse oximeter |
| US5090415A (en) * | 1989-02-14 | 1992-02-25 | Hamamatsu Photonics Kabushiki Kaisha | Examination apparatus |
| DE9007293U1 (de) * | 1990-06-29 | 1990-10-31 | Ryba, Jan, 6705 Deidesheim | Sauerstoff-Puls-Respirograf |
-
1991
- 1991-12-30 EP EP91312095A patent/EP0549835B1/en not_active Expired - Lifetime
- 1991-12-30 DE DE69117964T patent/DE69117964T2/de not_active Expired - Lifetime
-
1992
- 1992-03-18 US US07/853,183 patent/US5253646A/en not_active Expired - Lifetime
- 1992-12-29 JP JP4360836A patent/JP2640412B2/ja not_active Expired - Fee Related
Patent Citations (6)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| JPS63275325A (ja) * | 1987-05-08 | 1988-11-14 | Hamamatsu Photonics Kk | 診断装置 |
| JPH0165007U (ja) * | 1987-10-20 | 1989-04-26 | ||
| JPH0221289A (ja) * | 1988-07-09 | 1990-01-24 | Tokyo Gas Co Ltd | 埋設管の検知方法 |
| EP0399536A1 (en) * | 1989-05-24 | 1990-11-28 | Micronix Pty Ltd | Medical instrument location means |
| JPH0335114A (ja) * | 1989-06-30 | 1991-02-15 | Komatsu Ltd | 地下掘進機械の位置計測装置 |
| JPH03133429A (ja) * | 1989-09-29 | 1991-06-06 | Siemens Ag | 血管内のカテーテルのリアルタイム表示方法 |
Cited By (6)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| JP2010193949A (ja) * | 2009-02-23 | 2010-09-09 | Nippon Koden Corp | 血中酸素飽和度測定装置 |
| US8565846B2 (en) | 2009-02-23 | 2013-10-22 | Nihon Kohden Corporation | Blood oxygen saturation measuring apparatus |
| JP2020513883A (ja) * | 2016-12-20 | 2020-05-21 | コーニンクレッカ フィリップス エヌ ヴェＫｏｎｉｎｋｌｉｊｋｅ Ｐｈｉｌｉｐｓ Ｎ．Ｖ． | 患者の監視 |
| WO2020121675A1 (ja) * | 2018-12-10 | 2020-06-18 | 浜松ホトニクス株式会社 | 濃度測定装置及び濃度測定方法 |
| JP2020092736A (ja) * | 2018-12-10 | 2020-06-18 | 浜松ホトニクス株式会社 | 濃度測定装置及び濃度測定方法 |
| US12257047B2 (en) | 2018-12-10 | 2025-03-25 | Hamamatsu Photonics K.K. | Concentration measurement device and concentration measurement method |
Also Published As
| Publication number | Publication date |
|---|---|
| JP2640412B2 (ja) | 1997-08-13 |
| US5253646A (en) | 1993-10-19 |
| EP0549835A1 (en) | 1993-07-07 |
| DE69117964T2 (de) | 1996-07-25 |
| EP0549835B1 (en) | 1996-03-13 |
| DE69117964D1 (de) | 1996-04-18 |
Similar Documents
| Publication | Publication Date | Title |
|---|---|---|
| JP2640412B2 (ja) | 診断装置 | |
| JP3096331B2 (ja) | 診断装置 | |
| US5111817A (en) | Noninvasive system and method for enhanced arterial oxygen saturation determination and arterial blood pressure monitoring | |
| Zourabian et al. | Trans-abdominal monitoring of fetal arterial blood oxygenation using pulse oximetry | |
| Wyatt et al. | Response of cerebral blood volume to changes in arterial carbon dioxide tension in preterm and term infants | |
| Pryds et al. | Carbon dioxide-related changes in cerebral blood volume and cerebral blood flow in mechanically ventilated preterm neonates: comparison of near infrared spectrophotometry and 133Xenon clearance | |
| US7047055B2 (en) | Fetal pulse oximetry | |
| KR100455289B1 (ko) | 빛을 이용한 진단방법 및 장치 | |
| US5251632A (en) | Tissue oxygen measuring system | |
| US20110105912A1 (en) | Cerebral autoregulation indices | |
| JP2562894B2 (ja) | 診断装置 | |
| US20120271130A1 (en) | Method and apparatus for determining an oxygen desaturation event | |
| GB2075668A (en) | Non-invasive metabolism measurement | |
| JP2004321807A (ja) | 睡眠無呼吸の診断装置及び方法 | |
| EP0512987A4 (en) | Enhanced arterial oxygen saturation determination and arterial blood pressure monitoring | |
| US20140073900A1 (en) | System and method for measuring cardiac output | |
| Wyatt | Near-infrared spectroscopy in asphyxial brain injury | |
| Peltonen et al. | Cerebral and muscle tissue oxygenation in acute hypoxic ventilatory response test | |
| CN106923814A (zh) | 一种无创脑血流量测量系统及测量方法 | |
| US20240138724A1 (en) | Method and apparatus for non-invasively measuring blood circulatory hemoglobin accounting for hemodynamic confounders | |
| US20240423537A1 (en) | Metabolism measurement apparatus, metabolism calculation method, and metabolism calculation program | |
| JPH02305555A (ja) | 血液酸素飽和度・血圧同時測定装置 | |
| IL303206A (en) | Oxymetry device and method for measuring fetus oxygen levels during labor | |
| RU2852253C1 (ru) | Устройство неинвазивной диагностики функционального состояния пилота воздушного судна | |
| JP7262987B2 (ja) | 濃度測定装置及び濃度測定装置の作動方法 |
Legal Events
| Date | Code | Title | Description |
|---|---|---|---|
| S531 | Written request for registration of change of domicile |
Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: R313532 |
|
| R350 | Written notification of registration of transfer |
Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: R350 |
|
| FPAY | Renewal fee payment (event date is renewal date of database) |
Free format text: PAYMENT UNTIL: 20080502 Year of fee payment: 11 |
|
| FPAY | Renewal fee payment (event date is renewal date of database) |
Free format text: PAYMENT UNTIL: 20090502 Year of fee payment: 12 |
|
| FPAY | Renewal fee payment (event date is renewal date of database) |
Free format text: PAYMENT UNTIL: 20100502 Year of fee payment: 13 |
|
| LAPS | Cancellation because of no payment of annual fees |