JPH09192120A - 血中光吸収物質濃度測定装置およびパルスオキシメータ - Google Patents
血中光吸収物質濃度測定装置およびパルスオキシメータInfo
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- JPH09192120A JPH09192120A JP8007295A JP729596A JPH09192120A JP H09192120 A JPH09192120 A JP H09192120A JP 8007295 A JP8007295 A JP 8007295A JP 729596 A JP729596 A JP 729596A JP H09192120 A JPH09192120 A JP H09192120A
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Abstract
(57)【要約】
【課題】 ＬＥＤの温度が変化してその発光スペクトル
が変化しても、正確に血液中の光吸収物質の濃度を求め
ることができるようにする。 【解決手段】波長が異なる２つのＬＥＤ２、３から発生
した光は、生体組織１６を透過し、フォトダイオード４
で電気信号に変換され、この信号はＡＤ変換器１２にて
ＡＤ変換されコンピュータ１３に取り込まれる。一方Ｌ
ＥＤ２、３の順方向電圧も電圧検出回路２５、２６で検
出されコンピュータ１３に取り込まれる。コンピュータ
１３は、ＬＥＤ２、３の温度変化に応じて変化する上記
順方向電圧を参照して、透過光のデータから酸素飽和度
を求め、これを表示器１４に表示させる。
が変化しても、正確に血液中の光吸収物質の濃度を求め
ることができるようにする。 【解決手段】波長が異なる２つのＬＥＤ２、３から発生
した光は、生体組織１６を透過し、フォトダイオード４
で電気信号に変換され、この信号はＡＤ変換器１２にて
ＡＤ変換されコンピュータ１３に取り込まれる。一方Ｌ
ＥＤ２、３の順方向電圧も電圧検出回路２５、２６で検
出されコンピュータ１３に取り込まれる。コンピュータ
１３は、ＬＥＤ２、３の温度変化に応じて変化する上記
順方向電圧を参照して、透過光のデータから酸素飽和度
を求め、これを表示器１４に表示させる。
Description
【０００１】
【発明の属する技術分野】本発明は、発光ダイオードを
光源として生体組織の透過光または反射光を測定し、血
液中の光吸収物質の濃度を求める血中光吸収物質濃度測
定装置の改良に関する。
光源として生体組織の透過光または反射光を測定し、血
液中の光吸収物質の濃度を求める血中光吸収物質濃度測
定装置の改良に関する。
【０００２】
【従来の技術】生体組織の透過光または反射光の脈動分
は血液中の吸光物質の吸光特性の情報を持っている。従
って、複数の波長で組織の透過光または反射光の脈動分
を測定することにより、血液中の複数の吸光物質の濃度
の比を測定することができる。
は血液中の吸光物質の吸光特性の情報を持っている。従
って、複数の波長で組織の透過光または反射光の脈動分
を測定することにより、血液中の複数の吸光物質の濃度
の比を測定することができる。
【０００３】この原理の一つの応用として、動脈血の酸
素飽和度を無侵襲連続測定する装置であるパルスオキシ
メータがある。その他にもこの原理は広い応用を持って
おり、この基本原理をパルスフォトメトリと総称してい
る。パルスフォトメトリの光源に用いられるのは主とし
て発光ダイオード（以下、ＬＥＤと称する）である。Ｌ
ＥＤは、必要な波長に限定した光を発するので、発熱が
小で、しかも光フィルタが無用になるので、大変有用で
ある。
素飽和度を無侵襲連続測定する装置であるパルスオキシ
メータがある。その他にもこの原理は広い応用を持って
おり、この基本原理をパルスフォトメトリと総称してい
る。パルスフォトメトリの光源に用いられるのは主とし
て発光ダイオード（以下、ＬＥＤと称する）である。Ｌ
ＥＤは、必要な波長に限定した光を発するので、発熱が
小で、しかも光フィルタが無用になるので、大変有用で
ある。
【０００４】ＬＥＤの温度が変化すると、ＬＥＤの光ス
ペクトルが変化する（「光デバイス」末松安晴著、コロ
ナ社、「発光ダイオード」奥野保男著、産業図書、参
照）。測定対象である血中吸光物質の吸光係数は波長依
存性であるから、ＬＥＤスペクトルが変化すれば、吸光
物質の濃度比の測定値は誤差を生じる。
ペクトルが変化する（「光デバイス」末松安晴著、コロ
ナ社、「発光ダイオード」奥野保男著、産業図書、参
照）。測定対象である血中吸光物質の吸光係数は波長依
存性であるから、ＬＥＤスペクトルが変化すれば、吸光
物質の濃度比の測定値は誤差を生じる。
【０００５】ＬＥＤの温度の主要な決定因子は、室温、
体温、ＬＥＤ自身の発熱、およびプローブの保温効果等
である。室温は一般的に20〜35゜C が想定される。体温
は比較的一定であるが、発熱や人為的な低体温により変
化する。プローブの装着部位の温度と体温との差異は状
況によって異なる。これらのせいでパルスフォトメトリ
においては、ＬＥＤの温度変化による測定誤差が生じ
る。
体温、ＬＥＤ自身の発熱、およびプローブの保温効果等
である。室温は一般的に20〜35゜C が想定される。体温
は比較的一定であるが、発熱や人為的な低体温により変
化する。プローブの装着部位の温度と体温との差異は状
況によって異なる。これらのせいでパルスフォトメトリ
においては、ＬＥＤの温度変化による測定誤差が生じ
る。
【０００６】例として、パルスオキシメータの場合を説
明する。図８にパルスオキシメータの構成を示す。この
図に示すようにプローブ１には２個のＬＥＤ２、３と１
個のフォトダイオード４が組み込まれている。この２個
のＬＥＤ２、３は、ＬＥＤ制御回路１５により制御され
るドライブ回路５により交互に電流が供給されて、それ
ぞれ異なった波長で発光する。ドライブ回路５は、ＬＥ
Ｄ２、３にそれぞれ対応する２個のトランジスタ５１、
５２と、２個のアンプ５３、５４と、電流制限用の２個
の抵抗５５、５６とから成る。ＬＥＤ２，３から出た光
は生体組織１６を透過してフォトダイオード４によって
受光され電気信号に変換される。この電気信号はアンプ
６によって増幅され、マルチプレクサ７によって各波長
の信号に振り分けられ、平滑回路８、９によってそれぞ
れが連続した信号とされる。これらの信号は次のマルチ
プレクサ１０によって所定のタイミングでＡＤ変換器１
２に与えられ、これによりＡＤ変換され、コンピュータ
１３に取り込まれる。マルチプレクサ７、１０はマルチ
プレクサ制御回路１１によりその信号を切換えるタイミ
ングを制御される。このマルチプレクサ制御回路１１お
よびＬＥＤ制御回路１５はコンピュータ１３に制御され
る。コンピュータ１３は、ＡＤ変換器１２から与えられ
るデータを処理して、酸素飽和度を求め、その結果を表
示器１４に表示させる。
明する。図８にパルスオキシメータの構成を示す。この
図に示すようにプローブ１には２個のＬＥＤ２、３と１
個のフォトダイオード４が組み込まれている。この２個
のＬＥＤ２、３は、ＬＥＤ制御回路１５により制御され
るドライブ回路５により交互に電流が供給されて、それ
ぞれ異なった波長で発光する。ドライブ回路５は、ＬＥ
Ｄ２、３にそれぞれ対応する２個のトランジスタ５１、
５２と、２個のアンプ５３、５４と、電流制限用の２個
の抵抗５５、５６とから成る。ＬＥＤ２，３から出た光
は生体組織１６を透過してフォトダイオード４によって
受光され電気信号に変換される。この電気信号はアンプ
６によって増幅され、マルチプレクサ７によって各波長
の信号に振り分けられ、平滑回路８、９によってそれぞ
れが連続した信号とされる。これらの信号は次のマルチ
プレクサ１０によって所定のタイミングでＡＤ変換器１
２に与えられ、これによりＡＤ変換され、コンピュータ
１３に取り込まれる。マルチプレクサ７、１０はマルチ
プレクサ制御回路１１によりその信号を切換えるタイミ
ングを制御される。このマルチプレクサ制御回路１１お
よびＬＥＤ制御回路１５はコンピュータ１３に制御され
る。コンピュータ１３は、ＡＤ変換器１２から与えられ
るデータを処理して、酸素飽和度を求め、その結果を表
示器１４に表示させる。
【０００７】ここでコンピュータ１３が、組織透過光の
データから酸素飽和度を求めるまでの処理について説明
する。まず組織透過光のデータから酸素飽和度を求める
原理を説明すると次のようになる。
データから酸素飽和度を求めるまでの処理について説明
する。まず組織透過光のデータから酸素飽和度を求める
原理を説明すると次のようになる。
【０００８】２つの波長それぞれについて脈動する組織
透過光の拍毎の最大値をId1 、Id2、最小値をIs1,Is2
として、次のようにΔA1、ΔA2、Φを定義する。 ΔA1＝Log(Id1/Is1), ΔA2＝Log(Id2/Is2) Φ＝ΔA1/ ΔA2＝Log(Id1/Is1)／Log(Id2/Is2) ……（１）
透過光の拍毎の最大値をId1 、Id2、最小値をIs1,Is2
として、次のようにΔA1、ΔA2、Φを定義する。 ΔA1＝Log(Id1/Is1), ΔA2＝Log(Id2/Is2) Φ＝ΔA1/ ΔA2＝Log(Id1/Is1)／Log(Id2/Is2) ……（１）
【０００９】この値は、動脈血の酸素飽和度と１対１に
対応するものであって、適当な変換表または数式に基づ
いて酸素飽和度に変換することができる。
対応するものであって、適当な変換表または数式に基づ
いて酸素飽和度に変換することができる。
【００１０】この変換は理論的には次の式で示される。 Φ＝ΔA1/ ΔA2＝[{Eh1(Eh1+F)} 1/2 -Ex1]/[{Eh2(Eh2+F)} 1/2 -Ex2] ……（２） ただし、Eh1=SEo1+(1-S)Er1,Eh2=SEo2+(1-S)Er2,S は動
脈血の酸素飽和度，Fは血液の散乱係数，Ex1,Ex2 はプ
ローブの構造と波長とによってあらかじめ決められてい
る定数である。
脈血の酸素飽和度，Fは血液の散乱係数，Ex1,Ex2 はプ
ローブの構造と波長とによってあらかじめ決められてい
る定数である。
【００１１】Eo1,Er1,Eo2,Er2 は２つのＬＥＤの波長λ
1,λ2 それぞれにおける酸化ヘモグロビンO2Hb, 還元ヘ
モグロビンRHb の吸光係数である。しかし実際はＬＥＤ
の発光波長が単一ではなく、あるスペクトルを持ってい
るので、これらは次の式で計算して求め、実効吸光係数
と名付ける。 Eo1=Σ[Eo(λ)* L1(λ)]/ Σ L1(λ) ……（３） Eo2=Σ[Eo(λ)* L2(λ)]/ Σ L2(λ) ……（４） Er1=Σ[Er(λ)* L1(λ)]/ Σ L1(λ) ……（５） Er2=Σ[Er(λ)* L2(λ)]/ Σ L2(λ) ……（６）
1,λ2 それぞれにおける酸化ヘモグロビンO2Hb, 還元ヘ
モグロビンRHb の吸光係数である。しかし実際はＬＥＤ
の発光波長が単一ではなく、あるスペクトルを持ってい
るので、これらは次の式で計算して求め、実効吸光係数
と名付ける。 Eo1=Σ[Eo(λ)* L1(λ)]/ Σ L1(λ) ……（３） Eo2=Σ[Eo(λ)* L2(λ)]/ Σ L2(λ) ……（４） Er1=Σ[Er(λ)* L1(λ)]/ Σ L1(λ) ……（５） Er2=Σ[Er(λ)* L2(λ)]/ Σ L2(λ) ……（６）
【００１２】ただし、 L1(λ) ,L2(λ) は、２つのＬＥ
Ｄそれぞれの発光スペクトルであり、図９の酸化ヘモグ
ロビンO2Hb, 還元ヘモグロビンRHb の吸光係数特性に示
すように、例えば Eo(λ)* L1(λ) は、 L1(λ) に同じ
波長の Eo(λ) を乗じたものである。
Ｄそれぞれの発光スペクトルであり、図９の酸化ヘモグ
ロビンO2Hb, 還元ヘモグロビンRHb の吸光係数特性に示
すように、例えば Eo(λ)* L1(λ) は、 L1(λ) に同じ
波長の Eo(λ) を乗じたものである。
【００１３】従って、あらかじめ２つのＬＥＤそれぞれ
の発光スペクトルに基づいて（３）〜（６）式を計算し
てEo1,Er1,Eo2,Er2 を求めておき、（２）式の各定数を
これらの定数としておく。そして組織透過光を測定して
Φを求めるならば、このΦと（２）式により酸素飽和度
S を求めることができる。
の発光スペクトルに基づいて（３）〜（６）式を計算し
てEo1,Er1,Eo2,Er2 を求めておき、（２）式の各定数を
これらの定数としておく。そして組織透過光を測定して
Φを求めるならば、このΦと（２）式により酸素飽和度
S を求めることができる。
【００１４】コンピュータ１３は以上の原理に基づいて
データ処理を行う。すなわちコンピュータ１３は、
（１）式と、あらかじめ設定されたEo1,Er1,Eo2,Er2 を
定数とする（２）式に基づくΦとS の関係式とを記憶し
ており、脈動する組織透過光の拍毎の最大値Id1 、Id2
、最小値Is1,Is2 のデータを与えられると、これによ
り（１）式よりΦを求め、次にΦとS の関係式よりS を
求める。このS は表示器１４に表示される。
データ処理を行う。すなわちコンピュータ１３は、
（１）式と、あらかじめ設定されたEo1,Er1,Eo2,Er2 を
定数とする（２）式に基づくΦとS の関係式とを記憶し
ており、脈動する組織透過光の拍毎の最大値Id1 、Id2
、最小値Is1,Is2 のデータを与えられると、これによ
り（１）式よりΦを求め、次にΦとS の関係式よりS を
求める。このS は表示器１４に表示される。
【００１５】この例では、コンピュータ１３はΦとS の
関係式よりS を求めたが、ΦとS の変換表からS を求め
るものもある。
関係式よりS を求めたが、ΦとS の変換表からS を求め
るものもある。
【００１６】しかし、温度の影響でLED の発光スペクト
ルすなわち L1(λ) ,L2(λ) が図９の点線で示すように
変化すれば吸光係数Eo1,Er1,Eo2,Er2 は設定された数値
と異なったものとなるので正確な測定値は得られず、ま
た、数式によらず変換表で酸素飽和度を求めるならばそ
の変換表は誤差を持ったものとなるので、このため正確
な変換を行うことができない。温度によるＬＥＤの波長
の変化はほぼ0.2nm/゜C である。パルスオキシメータで
は、２つの波長、660nm 、900nm それぞれの近傍の波長
が用いられる。いずれの波長も酸化ヘモグロビンO2Hbの
吸光係数Eoの波長依存性の少ない波長域に属している。
従って、酸素飽和度が100 ％付近においてはＬＥＤの温
度変化による酸素飽和度の測定値の誤差は小である。し
かし、還元ヘモグロビンRHb の吸光係数Erは660nm 付近
において極めて強い波長依存性を持っている。従って、
ＬＥＤの温度変化の影響は、酸素飽和度が低くなるに伴
って大になる。この酸素飽和度の誤差は代表的な例では
100 ％付近で-0.4％、60％付近で-1％である。また、パ
ルシオキシメータの測定精度を向上させるために補助的
に他の波長を併用する場合、あるいは、別の目的で別の
波長を用いる場合などにおいては、酸素飽和度100 ％近
傍においても大きな誤差を生じることが避けられない。
ルすなわち L1(λ) ,L2(λ) が図９の点線で示すように
変化すれば吸光係数Eo1,Er1,Eo2,Er2 は設定された数値
と異なったものとなるので正確な測定値は得られず、ま
た、数式によらず変換表で酸素飽和度を求めるならばそ
の変換表は誤差を持ったものとなるので、このため正確
な変換を行うことができない。温度によるＬＥＤの波長
の変化はほぼ0.2nm/゜C である。パルスオキシメータで
は、２つの波長、660nm 、900nm それぞれの近傍の波長
が用いられる。いずれの波長も酸化ヘモグロビンO2Hbの
吸光係数Eoの波長依存性の少ない波長域に属している。
従って、酸素飽和度が100 ％付近においてはＬＥＤの温
度変化による酸素飽和度の測定値の誤差は小である。し
かし、還元ヘモグロビンRHb の吸光係数Erは660nm 付近
において極めて強い波長依存性を持っている。従って、
ＬＥＤの温度変化の影響は、酸素飽和度が低くなるに伴
って大になる。この酸素飽和度の誤差は代表的な例では
100 ％付近で-0.4％、60％付近で-1％である。また、パ
ルシオキシメータの測定精度を向上させるために補助的
に他の波長を併用する場合、あるいは、別の目的で別の
波長を用いる場合などにおいては、酸素飽和度100 ％近
傍においても大きな誤差を生じることが避けられない。
【００１７】
【発明が解決しようとする課題】このように従来は、Ｌ
ＥＤを光源として生体組織の透過光または反射光を測定
し、血液中の光吸収物質の濃度などを求める測定装置に
おいて、ＬＥＤが発する光の波長が温度によって変化し
た場合、測定誤差が生じていた。
ＥＤを光源として生体組織の透過光または反射光を測定
し、血液中の光吸収物質の濃度などを求める測定装置に
おいて、ＬＥＤが発する光の波長が温度によって変化し
た場合、測定誤差が生じていた。
【００１８】本発明の目的は、この種装置において、Ｌ
ＥＤが発する光の波長が温度によって変化しても、正確
な測定結果が得られるようにすることである。
ＥＤが発する光の波長が温度によって変化しても、正確
な測定結果が得られるようにすることである。
【００１９】
【課題を解決するための手段】請求項１に係る血中光吸
収物質濃度測定装置は、発光ダイオードを光源として生
体組織の透過光または反射光を測定し、血液中の光吸収
物質の濃度を求める血中光吸収物質濃度測定装置におい
て、前記発光ダイオードの温度を測定する発光ダイオー
ド温度測定手段と、測定された発光ダイオードの温度を
参照し、生体組織の透過光または反射光に基づいて血液
中の光吸収物質の濃度を求める濃度測定手段と、を具備
することを特徴とする。
収物質濃度測定装置は、発光ダイオードを光源として生
体組織の透過光または反射光を測定し、血液中の光吸収
物質の濃度を求める血中光吸収物質濃度測定装置におい
て、前記発光ダイオードの温度を測定する発光ダイオー
ド温度測定手段と、測定された発光ダイオードの温度を
参照し、生体組織の透過光または反射光に基づいて血液
中の光吸収物質の濃度を求める濃度測定手段と、を具備
することを特徴とする。
【００２０】請求項２に係る血中光吸収物質濃度測定装
置は、請求項１に記載の装置において発光ダイオード温
度測定手段は発光ダイオードの順方向の電圧および／ま
たは電流を測定して発光ダイオードの温度を測定する手
段であることを特徴とする。
置は、請求項１に記載の装置において発光ダイオード温
度測定手段は発光ダイオードの順方向の電圧および／ま
たは電流を測定して発光ダイオードの温度を測定する手
段であることを特徴とする。
【００２１】請求項３に係る血中光吸収物質濃度測定装
置は、請求項１または２に記載の装置において、濃度測
定手段は、測定された発光ダイオードの温度を参照し、
生体組織の透過光または反射光の脈動に基づいて血液中
の光吸収物質の濃度を求める手段であることを特徴とす
る。
置は、請求項１または２に記載の装置において、濃度測
定手段は、測定された発光ダイオードの温度を参照し、
生体組織の透過光または反射光の脈動に基づいて血液中
の光吸収物質の濃度を求める手段であることを特徴とす
る。
【００２２】請求項４に係るパルスオキシメータは、発
光ダイオードを光源として生体組織の透過光または反射
光を測定し、血液の酸素飽和度を求めるパルスオキシメ
ータにおいて、前記発光ダイオードの温度を測定する発
光ダイオード温度測定手段と、測定された発光ダイオー
ドの温度を参照し、生体組織の透過光または反射光に基
づいて血液の酸素飽和度を求める酸素飽和度測定手段
と、を具備することを特徴とする。
光ダイオードを光源として生体組織の透過光または反射
光を測定し、血液の酸素飽和度を求めるパルスオキシメ
ータにおいて、前記発光ダイオードの温度を測定する発
光ダイオード温度測定手段と、測定された発光ダイオー
ドの温度を参照し、生体組織の透過光または反射光に基
づいて血液の酸素飽和度を求める酸素飽和度測定手段
と、を具備することを特徴とする。
【００２３】請求項５に係るパルスオキシメータは、請
求項４に記載の装置において発光ダイオード温度測定手
段は発光ダイオードの順方向の電圧および／または電流
を測定しての温度を測定する手段であることを特徴とす
る。
求項４に記載の装置において発光ダイオード温度測定手
段は発光ダイオードの順方向の電圧および／または電流
を測定しての温度を測定する手段であることを特徴とす
る。
【００２４】
【発明の実施の形態】図１に第１の実施の形態の全体構
成を示す。この装置は、パルスオキシメータである。ま
ずこの装置の原理を説明すると次のようになる。
成を示す。この装置は、パルスオキシメータである。ま
ずこの装置の原理を説明すると次のようになる。
【００２５】ＬＥＤの順方向電圧VFと順方向電流IFとの
関係は図２に示すようになる。しかし、実際に用いる領
域では図３のように直線に近似することができる。ここ
でＬＥＤの周囲温度T ゜C が +ΔT ゜C 、 -ΔT ゜C 変
化すると、図３の点線で示すように直線は変化する。従
って順方向電流IFを一定とし、順方向電圧VFを測定する
ならば、ＬＥＤの温度を測定することができる。この変
化は既知（ほぼ0.2nm/゜C ）である。そこでこの順方向
電圧VFからＬＥＤの温度を求め、その温度の時のＬＥＤ
発光スペクトルを求め、これに基づいて（２）式の実効
吸光係数を変更する。そして組織透過光を測定したのち
に、この組織透過光のデータと（２）式から酸素飽和度
を求めるならば、ＬＥＤの温度変化に対応した正確な酸
素飽和度を求めることができる。ここでＬＥＤの各温度
について順方向電圧VFと（２）式の実効吸光係数の対照
表をあらかじめ作成しておき、これを利用すれば迅速に
酸素飽和度を測定することができる。
関係は図２に示すようになる。しかし、実際に用いる領
域では図３のように直線に近似することができる。ここ
でＬＥＤの周囲温度T ゜C が +ΔT ゜C 、 -ΔT ゜C 変
化すると、図３の点線で示すように直線は変化する。従
って順方向電流IFを一定とし、順方向電圧VFを測定する
ならば、ＬＥＤの温度を測定することができる。この変
化は既知（ほぼ0.2nm/゜C ）である。そこでこの順方向
電圧VFからＬＥＤの温度を求め、その温度の時のＬＥＤ
発光スペクトルを求め、これに基づいて（２）式の実効
吸光係数を変更する。そして組織透過光を測定したのち
に、この組織透過光のデータと（２）式から酸素飽和度
を求めるならば、ＬＥＤの温度変化に対応した正確な酸
素飽和度を求めることができる。ここでＬＥＤの各温度
について順方向電圧VFと（２）式の実効吸光係数の対照
表をあらかじめ作成しておき、これを利用すれば迅速に
酸素飽和度を測定することができる。
【００２６】次に図１に示す装置について説明する。こ
の装置が、図８に示した従来の装置と異なる点は、ＬＥ
Ｄ２、３それぞれの順方向電流IFを設定する電流設定回
路２１、２２と、この電流設定回路２１、２２に設定さ
れた電流値となるようにＬＥＤ２、３それぞれの順方向
電流IFを制御する電流コントロール回路２３、２４を備
えている点であり、ＬＥＤ２、３それぞれの順方向電圧
VFを検出する電圧検出回路２５、２６を備えている点で
あり、コンピュータ１３が行う処理が異なる点である。
ここで電流設定回路２１、２２は駆動設定値入力電圧VI
を出力し、電流コントロール回路２３、２４は抵抗５
５、５６とトランジスタ５１、５２の接続点がその電圧
VIとなるように順方向電流IFを制御する。コンピュータ
１３の内部は図４に示す構成であり、演算、制御を行う
ＣＰＵ３１と、このＣＰＵ３１が用いるプログラムやデ
ータを記憶するＲＯＭ３２およびＲＡＭ３３と、キーボ
ード３４と、キーボードコントローラ３５と、外部との
データの授受を行うための入出力インターフェイス３６
とから成っている。ＲＯＭ３２には図５のフローチャー
トに示すようなプログラムと、組織透過光の拍毎の最大
値Id1 、Id2 、最小値Is1,Is2 のデータからΦを求める
（１）式と、ΦからS を求める式（（２）式を変形して
求められる）、 S=f(Φ) ……（２Ａ） と、ＬＥＤ２、３の順方向電圧VFに対する（２Ａ）式の
実効吸光係数の対照表が格納されている。
の装置が、図８に示した従来の装置と異なる点は、ＬＥ
Ｄ２、３それぞれの順方向電流IFを設定する電流設定回
路２１、２２と、この電流設定回路２１、２２に設定さ
れた電流値となるようにＬＥＤ２、３それぞれの順方向
電流IFを制御する電流コントロール回路２３、２４を備
えている点であり、ＬＥＤ２、３それぞれの順方向電圧
VFを検出する電圧検出回路２５、２６を備えている点で
あり、コンピュータ１３が行う処理が異なる点である。
ここで電流設定回路２１、２２は駆動設定値入力電圧VI
を出力し、電流コントロール回路２３、２４は抵抗５
５、５６とトランジスタ５１、５２の接続点がその電圧
VIとなるように順方向電流IFを制御する。コンピュータ
１３の内部は図４に示す構成であり、演算、制御を行う
ＣＰＵ３１と、このＣＰＵ３１が用いるプログラムやデ
ータを記憶するＲＯＭ３２およびＲＡＭ３３と、キーボ
ード３４と、キーボードコントローラ３５と、外部との
データの授受を行うための入出力インターフェイス３６
とから成っている。ＲＯＭ３２には図５のフローチャー
トに示すようなプログラムと、組織透過光の拍毎の最大
値Id1 、Id2 、最小値Is1,Is2 のデータからΦを求める
（１）式と、ΦからS を求める式（（２）式を変形して
求められる）、 S=f(Φ) ……（２Ａ） と、ＬＥＤ２、３の順方向電圧VFに対する（２Ａ）式の
実効吸光係数の対照表が格納されている。
【００２７】次に、図６を参照して本装置の動作を説明
する。まずプローブ１を被検者の指尖に装着し、電源を
オンにすると、ＣＰＵ３１は（２Ａ）式の実効吸光係数
を基準順方向電圧VF0 における実効吸光係数に設定する
と共にこの電圧をＲＡＭ３３の電圧VFエリアに書き込む
（ステップ１０１）。
する。まずプローブ１を被検者の指尖に装着し、電源を
オンにすると、ＣＰＵ３１は（２Ａ）式の実効吸光係数
を基準順方向電圧VF0 における実効吸光係数に設定する
と共にこの電圧をＲＡＭ３３の電圧VFエリアに書き込む
（ステップ１０１）。
【００２８】次にＣＰＵ３１は、ＬＥＤ制御回路１５お
よびマルチプレクサ制御回路１１に対してそれぞれの制
御開始を指示する信号を送出する（ステップ１０２）。
これによりＬＥＤ制御回路１５はＬＥＤ２、３を所定の
タイミングで交互に点灯させるためのパルス信号を発生
し、マルチプレクサ制御回路１１はＬＥＤ２、３の点灯
のタイミングに同期してマルチプレクサ７、１０を動作
させる信号を発生する。このためＬＥＤ２、３は交互に
点灯し、それぞれの生体組織透過光は電気信号に変換さ
れＡＤ変換されてコンピュータ１３に送出される。また
ＬＥＤ２、３の順方向電圧VFも電圧検出回路２５、２６
によって検出され、ＡＤ変換されてコンピュータ１３に
送出される。
よびマルチプレクサ制御回路１１に対してそれぞれの制
御開始を指示する信号を送出する（ステップ１０２）。
これによりＬＥＤ制御回路１５はＬＥＤ２、３を所定の
タイミングで交互に点灯させるためのパルス信号を発生
し、マルチプレクサ制御回路１１はＬＥＤ２、３の点灯
のタイミングに同期してマルチプレクサ７、１０を動作
させる信号を発生する。このためＬＥＤ２、３は交互に
点灯し、それぞれの生体組織透過光は電気信号に変換さ
れＡＤ変換されてコンピュータ１３に送出される。また
ＬＥＤ２、３の順方向電圧VFも電圧検出回路２５、２６
によって検出され、ＡＤ変換されてコンピュータ１３に
送出される。
【００２９】次にＣＰＵ３１は、与えられるデータを取
り込み（ステップ１０３）、取り込んだデータがＬＥＤ
の順方向電圧VFデータかを判断し（ステップ１０４）、
VFデータでないならばそのデータから生体組織透過光の
拍毎の最大値Id1 、Id2 、最小値Is1,Is2 を検出し（ス
テップ１０５）、これらの値を（１）式に代入してΦを
求め（ステップ１０６）、このΦを（２Ａ）式に代入し
てS を求め（ステップ１０７）、このS を表示器１４に
表示させる（ステップ１０８）。
り込み（ステップ１０３）、取り込んだデータがＬＥＤ
の順方向電圧VFデータかを判断し（ステップ１０４）、
VFデータでないならばそのデータから生体組織透過光の
拍毎の最大値Id1 、Id2 、最小値Is1,Is2 を検出し（ス
テップ１０５）、これらの値を（１）式に代入してΦを
求め（ステップ１０６）、このΦを（２Ａ）式に代入し
てS を求め（ステップ１０７）、このS を表示器１４に
表示させる（ステップ１０８）。
【００３０】ＣＰＵ３１は、ステップ１０４において取
り込んだデータがＬＥＤ２、３の順方向電圧VFデータで
あると判断すれば、このVFデータを上記VFデータエリア
のデータとを比較し、変化したかを判断し（ステップ１
０９）、変化したと判断すれば上記VFデータエリアの内
容をそのVFに書き換え、上記実効吸光係数の対照表を参
照して（２Ａ）式の実効吸光係数をそのVFに対応する実
効吸光係数に変更し（ステップ１１０）、ステップ１０
７に進む。ＣＰＵ３１は、ステップ１０９においてVFが
変化していないと判断すれば、ステップ１０７に進む。
り込んだデータがＬＥＤ２、３の順方向電圧VFデータで
あると判断すれば、このVFデータを上記VFデータエリア
のデータとを比較し、変化したかを判断し（ステップ１
０９）、変化したと判断すれば上記VFデータエリアの内
容をそのVFに書き換え、上記実効吸光係数の対照表を参
照して（２Ａ）式の実効吸光係数をそのVFに対応する実
効吸光係数に変更し（ステップ１１０）、ステップ１０
７に進む。ＣＰＵ３１は、ステップ１０９においてVFが
変化していないと判断すれば、ステップ１０７に進む。
【００３１】本実施の形態によれば、ＬＥＤ２、３それ
ぞれの順方向電流IFを一定にしたのでＬＥＤ２、３の温
度変化は順方向電圧VFのみに現れる。このためＬＥＤ
２、３の温度に応じて実効吸光係数を変更するために用
いる対照表が簡単であり、この表から所望の実効吸光係
数を得ることは容易であると共に、その表を記憶するた
めのメモリ容量が少なくて済む。
ぞれの順方向電流IFを一定にしたのでＬＥＤ２、３の温
度変化は順方向電圧VFのみに現れる。このためＬＥＤ
２、３の温度に応じて実効吸光係数を変更するために用
いる対照表が簡単であり、この表から所望の実効吸光係
数を得ることは容易であると共に、その表を記憶するた
めのメモリ容量が少なくて済む。
【００３２】次に第２の実施の形態について説明する。
この装置もパルスオキシメータである。図６にこの装置
の全体構成を示す。この装置が第１の実施の形態と異な
る点は、電流設定回路２１、２２と、電流コントロール
回路２３、２４の代わりに、ＬＥＤ２、３それぞれの順
方向電流IFを検出するための電流検出回路２７、２８を
備えている点であり、コンピュータ１３が行う処理が異
なる点である。この装置では、コンピュータ１３のＲＯ
Ｍ３２には、順方向電圧VF−実効吸光係数の対照表の代
わりに、図７に示すようなＬＥＤの温度−順方向電流I
F, 電圧VF特性から導かれる電流IF( 電圧VI),電圧VF−
実効吸光係数の対照表、すなわち順方向電流IFと順方向
電圧VFの組み合わせに対応する実効吸光係数の表が格納
されている。
この装置もパルスオキシメータである。図６にこの装置
の全体構成を示す。この装置が第１の実施の形態と異な
る点は、電流設定回路２１、２２と、電流コントロール
回路２３、２４の代わりに、ＬＥＤ２、３それぞれの順
方向電流IFを検出するための電流検出回路２７、２８を
備えている点であり、コンピュータ１３が行う処理が異
なる点である。この装置では、コンピュータ１３のＲＯ
Ｍ３２には、順方向電圧VF−実効吸光係数の対照表の代
わりに、図７に示すようなＬＥＤの温度−順方向電流I
F, 電圧VF特性から導かれる電流IF( 電圧VI),電圧VF−
実効吸光係数の対照表、すなわち順方向電流IFと順方向
電圧VFの組み合わせに対応する実効吸光係数の表が格納
されている。
【００３３】本装置の動作において、第１の実施の形態
の動作と異なるのは、（２Ａ）式の実効吸光係数を変更
する際、VFの変化を判断の対象として、VF−実効吸光係
数の対照表を参照する代わりに、VFおよびIFの変化を判
断の対象として、VF,IF −実効吸光係数の対照表を参照
する点である。他の動作は第１の実施の形態と同じであ
る。
の動作と異なるのは、（２Ａ）式の実効吸光係数を変更
する際、VFの変化を判断の対象として、VF−実効吸光係
数の対照表を参照する代わりに、VFおよびIFの変化を判
断の対象として、VF,IF −実効吸光係数の対照表を参照
する点である。他の動作は第１の実施の形態と同じであ
る。
【００３４】本実施の形態によれば、ＬＥＤの順方向電
流を一定にするための回路が不要であるので、全体の回
路構成が簡単である。
流を一定にするための回路が不要であるので、全体の回
路構成が簡単である。
【００３５】以上はパルスオキシメータの例であるが、
酸素飽和度を100 ％(S=1) として、血液中に色素を注入
したときは、（２）式の代わりに次の式を用いるならば
注入色素の相対濃度d を求めることができる。 Φ＝ΔA1/ ΔA2＝[{(Eo1+Ed1Cd/Hb)(Eo1+Ed1Cd/Hb+F)} 1/2 -Ex1]/[{(Eo2+Ed2 Cd/Hb)(Eo2+Ed2Cd/Hb+F)} 1/2 -Ex2] ……（２Ｂ） ただし、Cdは注入色素の相対濃度，F は血液の散乱係
数，Ex1,Ex2 はプローブの構造と波長とによってあらか
じめ決められている定数である。Eo1,Ed1,Eo2,Ed2 は２
つのＬＥＤの波長λ1,λ2 それぞれにおける酸化ヘモグ
ロビンO2Hb, 注入色素の実効吸光係数である。
酸素飽和度を100 ％(S=1) として、血液中に色素を注入
したときは、（２）式の代わりに次の式を用いるならば
注入色素の相対濃度d を求めることができる。 Φ＝ΔA1/ ΔA2＝[{(Eo1+Ed1Cd/Hb)(Eo1+Ed1Cd/Hb+F)} 1/2 -Ex1]/[{(Eo2+Ed2 Cd/Hb)(Eo2+Ed2Cd/Hb+F)} 1/2 -Ex2] ……（２Ｂ） ただし、Cdは注入色素の相対濃度，F は血液の散乱係
数，Ex1,Ex2 はプローブの構造と波長とによってあらか
じめ決められている定数である。Eo1,Ed1,Eo2,Ed2 は２
つのＬＥＤの波長λ1,λ2 それぞれにおける酸化ヘモグ
ロビンO2Hb, 注入色素の実効吸光係数である。
【００３６】また以上は動脈血の脈動を利用した測定装
置であるが、脈動しない血液の透過光を用いる装置にお
いても同様に、ＬＥＤの温度変化に応じて変化する発光
スペクトルに対応させて実効吸光係数を変更する装置と
することができる。
置であるが、脈動しない血液の透過光を用いる装置にお
いても同様に、ＬＥＤの温度変化に応じて変化する発光
スペクトルに対応させて実効吸光係数を変更する装置と
することができる。
【００３７】また以上は、生体組織の透過光を用いた測
定装置であるが、反射光を用いる装置であっても同様の
作用効果が得られる。
定装置であるが、反射光を用いる装置であっても同様の
作用効果が得られる。
【００３８】
【発明の効果】請求項１の装置によれば、ＬＥＤの温度
が変化してその発光スペクトルが変化しても、正確に血
液中の光吸収物質の濃度を求めることができる。
が変化してその発光スペクトルが変化しても、正確に血
液中の光吸収物質の濃度を求めることができる。
【００３９】請求項２の装置によれば、請求項１の装置
において、ＬＥＤの温度を測定する手段として特別な部
品を設ける必要がないので、構成が極めて簡単である。
において、ＬＥＤの温度を測定する手段として特別な部
品を設ける必要がないので、構成が極めて簡単である。
【００４０】請求項３の装置によれば、請求項１または
請求項２の装置において、生体組織の透過光または反射
光の脈動の変化分に基づいて血液中の光吸収物質の濃度
を求めることができる。
請求項２の装置において、生体組織の透過光または反射
光の脈動の変化分に基づいて血液中の光吸収物質の濃度
を求めることができる。
【００４１】請求項４の装置によれば、ＬＥＤの温度が
変化してその発光スペクトルが変化しても、正確に血液
中の酸素飽和度を求めることができる。
変化してその発光スペクトルが変化しても、正確に血液
中の酸素飽和度を求めることができる。
【００４２】請求項５の装置によれば、請求項４の装置
において、ＬＥＤの温度を測定する手段として特別な部
品を設ける必要がないので、構成が極めて簡単である。
において、ＬＥＤの温度を測定する手段として特別な部
品を設ける必要がないので、構成が極めて簡単である。
【図１】第１の実施の形態の全体構成を示す図。
【図２】ＬＥＤの順方向の電圧−電流特性を示す図。
【図３】ＬＥＤの温度変化に伴って順方向の電圧−電流
特性が変化することを示す図。
特性が変化することを示す図。
【図４】図１に示したコンピュータ１３の構成を示す
図。
図。
【図５】図１に示した装置の動作を説明するためのフロ
ーチャートを示す図。
ーチャートを示す図。
【図６】第２の実施の形態の全体構成を示す図。
【図７】ＬＥＤの順方向の電圧−電流温度特性を示す
図。
図。
【図８】従来のパルスオキシメータの全体構成を示す
図。
図。
【図９】酸化ヘモグロビンと還元ヘモグロビンの吸光係
数とＬＥＤの発光スペクトルの関係を示す図。
数とＬＥＤの発光スペクトルの関係を示す図。
２、３ ＬＥＤ ４ フォトダイオード ５ ドライブ回路 ６ アンプ ７、１０ マルチプレクサ ８、９ 平滑回路 １１ マルチプレクサ制御回路 １２ ＡＤ変換器 １３ コンピュータ １４ 表示器 １５ ＬＥＤ制御回路 ２１、２２ 電流設定回路 ２３、２４ 電流コントロール回路 ２５、２６ 電圧検出回路 ２７、２８ 電流検出回路
───────────────────────────────────────────────────── フロントページの続き (72)発明者 金本 理夫 東京都新宿区西落合１丁目31番４号 日本 光電工業株式会社内 (72)発明者 富田 英行 東京都新宿区西落合１丁目31番４号 日本 光電工業株式会社内
Claims (5)
- 【請求項１】発光ダイオードを光源として生体組織の透
過光または反射光を測定し、血液中の光吸収物質の濃度
を求める血中光吸収物質濃度測定装置において、 前記発光ダイオードの温度を測定する発光ダイオード温
度測定手段と、 測定された発光ダイオードの温度を参照し、生体組織の
透過光または反射光に基づいて血液中の光吸収物質の濃
度を求める濃度測定手段と、を具備することを特徴とす
る血中光吸収物質濃度測定装置。 - 【請求項２】発光ダイオード温度測定手段は発光ダイオ
ードの順方向の電圧および／または電流を測定して発光
ダイオードの温度を測定する手段であることを特徴とす
る請求項１に記載の血中光吸収物質濃度測定装置。 - 【請求項３】濃度測定手段は、測定された発光ダイオー
ドの温度を参照し、生体組織の透過光または反射光の脈
動に基づいて血液中の光吸収物質の濃度を求める手段で
あることを特徴とする請求項１または２に記載の血中光
吸収物質濃度測定装置。 - 【請求項４】発光ダイオードを光源として生体組織の透
過光または反射光を測定し、血液の酸素飽和度を求める
パルスオキシメータにおいて、 前記発光ダイオードの温度を測定する発光ダイオード温
度測定手段と、 測定された発光ダイオードの温度を参照し、生体組織の
透過光または反射光に基づいて血液の酸素飽和度を求め
る酸素飽和度測定手段と、を具備することを特徴とする
パルスオキシメータ。 - 【請求項５】発光ダイオード温度測定手段は発光ダイオ
ードの順方向の電圧および／または電流を測定しての温
度を測定する手段であることを特徴とする請求項４に記
載のパルスオキシメータ。
Priority Applications (1)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| JP8007295A JPH09192120A (ja) | 1996-01-19 | 1996-01-19 | 血中光吸収物質濃度測定装置およびパルスオキシメータ |
Applications Claiming Priority (1)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| JP8007295A JPH09192120A (ja) | 1996-01-19 | 1996-01-19 | 血中光吸収物質濃度測定装置およびパルスオキシメータ |
Publications (1)
| Publication Number | Publication Date |
|---|---|
| JPH09192120A true JPH09192120A (ja) | 1997-07-29 |
Family
ID=11662051
Family Applications (1)
| Application Number | Title | Priority Date | Filing Date |
|---|---|---|---|
| JP8007295A Withdrawn JPH09192120A (ja) | 1996-01-19 | 1996-01-19 | 血中光吸収物質濃度測定装置およびパルスオキシメータ |
Country Status (1)
| Country | Link |
|---|---|
| JP (1) | JPH09192120A (ja) |
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-
1996
- 1996-01-19 JP JP8007295A patent/JPH09192120A/ja not_active Withdrawn
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| US8912909B2 (en) | 2005-03-01 | 2014-12-16 | Cercacor Laboratories, Inc. | Noninvasive multi-parameter patient monitor |
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