JPH10337282A - 反射型酸素飽和度測定装置 - Google Patents

Abstract

(57)【要約】 【目的】 たとえば８０％以下の比較的低い酸素飽和度
域でも測定精度の高い酸素飽和度測定装置を提供する。 【構成】 第１発光素子１８から出力される光の波長、
すなわち血液の酸素飽和度に応じて吸光係数が変化する
第１波長λ₁ として、７１５乃至７７０ｎｍの範囲に設
定され、第２波長λ₂ が８８０乃至９４０ｎｍと設定さ
れていることから、第１波長λ₁ は第２波長λ₂ よりも
短い波長であるために相対的に散乱を受けやすく、第１
波長λ₁ の光が毛細血管が存在する血管床まで十分に到
達し得る。したがって、実際の酸素飽和度ＳａＯ２を示
す破線と実線に示す直線近似線とが比較的低酸素飽和度
領域においても近似しているので、その直線近似線を予
め設定された関係として用いる酸素飽和度算出手段７４
により、その予め設定された関係から上記第１光信号の
交直成分比（ＡＣ／ＤＣ）_R と第２光信号の交直成分比
（ＡＣ／ＤＣ）_IRとの比Ｒに基づいて算出される生体の
酸素飽和度ＳａＯ２の精度が好適に高められる。

Description

【発明の詳細な説明】

【０００１】

【産業上の利用分野】本発明は、生体の動脈血の酸素飽
和度を測定する反射型酸素飽和度測定装置に関するもの
である。

【０００２】

【従来の技術】酸素飽和度測定装置の一種に、第１波長
および第２波長の光を生体組織へ向かって放射する光源
と、その生体組織内で散乱されて光源側へ出てくる第１
波長の後方散乱光および第２波長の後方散乱光をそれぞ
れ検出してその第１波長の後方散乱光および第２波長の
後方散乱光をそれぞれ表す第１光信号および第２光信号
を出力する光センサと、予め設定された関係から、その
第１光信号の交直成分比と第２光信号の交直成分比との
比に基づいて、前記生体の酸素飽和度を算出する酸素飽
和度算出手段とを備えた反射型酸素飽和度測定装置が提
案されている。たとえば、特開昭６３−９２３３５号公
報に記載された反射型酸素飽和度測定装置がそれであ
る。これによれば、虚血操作を行うことなく、連続的に
生体の血中酸素飽和度測定を行うことができる。

【０００３】

【発明が解決すべき課題】ところで、上記従来の反射型
酸素飽和度測定装置では、たとえば、酸素飽和度に従っ
てヘモグロビンの吸光係数が変化する第１波長λ₁ とし
て赤色光である６６０ｎｍ、酸素飽和度に従ってヘモグ
ロビンの吸光係数が変化する第２波長λ₂として赤外光
である９１０ｎｍが用いられていた。しかし、上記従来
の酸素飽和度測定装置の酸素飽和度算出手段において用
いられる予め設定された関係は、最も単純に直線近似さ
れた関係が用いられることが多いが、このような直線近
似された関係が用いられると、たとえば８０％以下の比
較的低い酸素飽和度域では、実際の酸素飽和度と測定さ
れた酸素飽和度との乖離が大きくなり、十分な測定精度
が得られなかった。

【０００４】本発明は以上の事情を背景として為された
ものであり、その目的とするところは、たとえば８０％
以下の比較的低い酸素飽和度域でも測定精度の高い反射
型酸素飽和度測定装置を提供することにある。

【０００５】本発明者等は、上記の事情を背景として種
々研究を重ねた結果、波長に由来する散乱の相違によっ
て波長毎の浸透深さが異なる結果、光センサにより検出
される後方散乱光の光路の生体内深さが異なることか
ら、波長毎に異なる部位の毛細血管からの散乱光に基づ
いて酸素飽和度が算出されるので、測定精度が低下する
という事実を見いだした。特に、第１波長λ₁ は、第２
波長λ₂ に対して相対的に短い波長であることから、表
皮下に位置する真皮および皮下組織すなわち毛細血管が
存在する血管床まで十分に到達し難い傾向であると考え
られるのである。

【０００６】

【課題を解決するための手段】本発明はかかる知見に基
づいて為されたものであり、その要旨とするところは、
第１波長および第２波長の光を生体組織へ向かって放射
する光源と、その生体組織内で散乱された第１波長の後
方散乱光および第２波長の後方散乱光をそれぞれ検出し
てそれら第１波長の後方散乱光および第２波長の後方散
乱光をそれぞれ表す第１光信号および第２光信号を出力
する光センサと、予め設定された関係から、上記第１光
信号の交直成分比と第２光信号の交直成分比との比に基
づいて前記生体の酸素飽和度を算出する酸素飽和度算出
手段とを備えた反射型酸素飽和度測定装置において、前
記第１波長を７１５乃至７７０ｎｍとしたことにある。

【０００７】

【発明の効果】このようにすれば、血液の酸素飽和度に
応じて吸光係数が変化する第１波長が７１５乃至７７０
ｎｍの範囲内の値とされていることから、第２波長より
も短い波長であるために相対的に散乱を受けやすい第１
波長が表皮下に位置する真皮或いは皮下組織すなわち毛
細血管が存在する血管床まで十分に到達し得ることか
ら、第１光信号の交直成分比と第２光信号の交直成分比
Ｒと、生体の酸素飽和度との関係の直線性が十分に高め
られるので、酸素飽和度算出手段により、予め設定され
た関係から上記第１光信号の交直成分比と第２光信号の
交直成分比との比に基づいて算出される前記生体の酸素
飽和度の精度が好適に高められる。

【０００８】

【発明の他の態様】ここで、好適には、前記第２波長は
８８０乃至９４０ｎｍの範囲内の値とされる。このよう
にすれば、従来に比較して第１波長と第２波長との差が
小さくなって、得られる後方散乱光の光路の生体内深さ
が近似するので、酸素飽和度の精度が一層高められる。

【０００９】

【発明の好適な実施の形態】以下、本発明の一実施例を
図面に基づいて詳細に説明する。

【００１０】図１は、反射型プローブを備えた反射型オ
キシメータすなわち酸素飽和度測定装置の構成を示して
いる。図１において、反射型プローブ１０は、たとえば
生体の末梢血管の密度が比較的高い額、指等の体表面１
２に密着した状態で装着される。この反射型プローブ１
０は、比較的浅い有底円筒状のハウジング１４と、体表
面１２内で散乱を受けて光源側へ出てくる後方散乱光を
検知するためにそのハウジング１４の底部内面の中央部
に設けられ、ホトダイオード或いはホトトランジスタ等
から成る受光素子１６と、ハウジング１４の底部内面の
受光素子１６を中心とする同一の半径ｒの円周上におい
て所定間隔毎に交互に設けられ、ＬＥＤ等から成る複数
個（本実施例では８個）の第１発光素子１８および第２
発光素子２０と、ハウジング１４内に一体的に設けら
れ、受光素子１６および発光素子１８，２０を保護する
ためにそれを覆う透明樹脂２２と、ハウジング１４内に
おいて受光素子１６と発光素子１８，２０との間に設け
られ、発光素子１８，２０から照射された光の体表面１
２内から受光素子１６へ向かう反射光を遮光する円環状
の遮光壁２４とを備えて構成されている。

【００１１】上記第１発光素子１８は第１波長λ₁ たと
えば７３０ｎｍ程度の波長の赤色光を発光し、第２発光
素子２０は第２波長λ₂ たとえば８８０ｎｍ程度の波長
の赤外光を発光するものである。図２において、１点鎖
線は酸素化ヘモグロビン（oxy-hemoglobin）の吸光係数
を示し、実線は無酸素化ヘモグロビン（deoxy-hemoglob
in）の吸光係数を示している。上記第１波長λ₁ は、酸
素化ヘモグロビンと無酸素化ヘモグロビンとの吸光係数
差が所定値よりも大きい領域すなわち８００ｎｍよりも
短波長側の領域内の値であって可及的に高い値に設定さ
れており、上記第２波長λ₂ は、酸素化ヘモグロビンと
無酸素化ヘモグロビンとの吸光係数差が所定値よりも小
さい領域すなわち８００ｎｍよりも長波長側の領域内の
値であって可及的に低い値に設定されている。なお、上
記第１波長λ₁ および第２波長λ ₂ は、必ずしもこれら
の波長に限定されるものではなく、酸素化ヘモグロビン
の吸光係数と無酸素化ヘモグロビンの吸光係数とが大き
く異なる波長と、それら両吸光係数が略同じとなる波長
であって、第１波長λ₁ が体表面１２内において表皮下
の真皮および皮下組織すなわち毛細血管が多く存在する
血管床へ十分に到達できる波長に設定される。

【００１２】光源として機能する上記第１発光素子１８
および第２発光素子２０が駆動回路５４により交互に駆
動されることにより、それら第１発光素子１８および第
２発光素子２０から体表面１２下の生体組織（血管床）
へ向かって第１波長λ₁ の光および第２波長λ₂ の光が
交互に放射されると、生体組織の毛細血管内血液に含ま
れる血球などにより散乱を受けた後方散乱光が反射光と
して体表面１２から出てくるので、その後方散乱光すな
わち生体組織（血管床）内からの反射光が共通の光セン
サとして機能する受光素子１６によりそれぞれ受光さ
れ、第１波長λ₁の散乱光を示す第１光信号ＳＶ_R およ
び第２波長λ₂ の散乱光を示す第２光信号ＳＶ_IRが出力
されるようになっている。

【００１３】図３は、上記反射型プローブ１０のハウジ
ング１４を、その体表面１２に対向する面を見た図であ
る。ハウジング１４の中央部には受光素子１６が配置さ
れており、前記円環状の遮光壁２４が同心位置に固定さ
れているとともに、複数個の第１発光素子１８および第
２発光素子２０が、その遮光壁２４の外側であって、１
点鎖線に示す半径ｒの同心円に沿って交互に配列されて
いる。

【００１４】上記半径ｒは、受光素子１６と第１発光素
子１８および第２発光素子２０との中心間隔を示すもの
である。理論的に言えば、その受光素子１６と第１発光
素子１８および第２発光素子２０との中心間隔を示す半
径ｒが大きいほど、後方散乱光の経路が長くなって散乱
を受ける割合が多くなるので、第１光信号ＳＶ_R の交直
成分比（ＡＣ／ＤＣ）_R および第２光信号ＳＶ_IRの交直
成分比（ＡＣ／ＤＣ） _IRが大きくなると考えられるが、
本発明者等の実験によれば、図４に示すように、半径ｒ
が７mmを超えると、交直成分比（ＡＣ／ＤＣ）_R および
（ＡＣ／ＤＣ） _IRも減少し、ノイズの影響が大きくなっ
て測定精度を低下させる原因となる。また、上記半径ｒ
が大きくなると、受光素子１６により検知される後方散
乱光が指数関数的に減衰し、測定が不安定となる原因と
なる。このため、従来では３mm程度に設定されていた上
記半径ｒを、５乃至７mmの範囲に設定することにより、
交直成分比（ＡＣ／ＤＣ）_R および（ＡＣ／ＤＣ）_IRに
対するノイズの影響が少なくなり、酸素飽和度測定の精
度が得られるとともに、受光素子１６により検知される
後方散乱光のゲインが十分に得られて安定した測定が得
られる。なお、上記図４は、三次元光子拡散理論式（数
１）を用いて、光源からの距離ｒ_a の位置における散乱
光の強度Ｉ_ref （ｒ_a ）を求めることによっても証明さ
れる。

【００１５】

【数１】 Ｉ_ref （ｒ_a ）＝（２／ｄ）〔μ_s ／（μ_s ＋μ_a ）〕・ ΣＡ_n 〔１−ｅ^-d/d0 （−１）ⁿ 〕〔１−（２ｒ_a ）／ｂ・ ｋ₁ （γ_n ｂ）Ｉ₁ （γ_n ｒ_a ）〕 但し、Ｉ_ref （ｒ_a ）＝半径ｒ_a 内の後方散乱光（反射
光）、ｄは媒体の厚み、μ_s は媒体の散乱係数、μ_a は
媒体の吸収係数、Ａ_n は係数、ｄ₀ は媒体内への入射光
の浸透距離、ｂは光源の半径、ｋ₁ およびＩ₁はベッセ
ル関数、γ_n はアイゲン値、ｎは整数である。

【００１６】第１発光素子１８および第２発光素子２０
が数百Ｈｚ乃至数ｋＨｚ程度の比較的高い周波数で一定
時間づつ交互に発光させられるので、上記受光素子１６
は、第１波長λ₁ の後方散乱光を示す第１光信号ＳＶ_R
と第２波長λ₂ の後方散乱光を示す第２光信号ＳＶ_IRと
を含む光信号ＳＶを増幅器３０を介してローパスフィル
タ３２へ出力する。ローパスフィルタ３２は入力された
光信号ＳＶから脈波の周波数よりも高い周波数を有する
ノイズを除去し、そのノイズが除去された光信号ＳＶを
デマルチプレクサ３４へ出力する。上記の第１光信号Ｓ
Ｖ_R 、第２光信号ＳＶ_IRは、たとえば図５に示すように
脈拍に同期して変化する。

【００１７】デマルチプレクサ３４は後述の切換信号Ｓ
Ｃにより第１発光素子１８および第２発光素子２０の発
光に同期して切り換えられることにより、第１波長λ₁
の赤色光である第１光信号ＳＶ_R をサンプルホールド回
路３６およびＡ／Ｄ変換器３８を介して演算制御回路３
９内のＩ／Ｏポート４０へ逐次供給するとともに、第２
波長λ₂ の赤外光である第２光信号ＳＶ_IRをサンプルホ
ールド回路４２およびＡ／Ｄ変換器４４を介してＩ／Ｏ
ポート４０へ逐次供給する。サンプルホールド回路３
６、４２は、入力された光信号ＳＶ_R 、ＳＶ_IRをＡ／Ｄ
変換器３８、４４へ逐次出力する際に、前回出力した光
信号ＳＶ_R 、ＳＶ_IRについてのＡ／Ｄ変換器３８、４４
における変換作動が終了するまで次に出力する各光信号
ＳＶ_R 、ＳＶ_IRをそれぞれ保持するためのものである。

【００１８】上記第１光信号ＳＶ_R および第２光信号Ｓ
Ｖ_IRは、脈拍に同期して周期的に変化するだけでなく、
図５に示すように、呼吸周期Ｔ_REに同期した比較的長周
期のうねり変動を含んでいる。血圧値が呼吸周期Ｔ_REに
同期して変化すると、生体組織内の毛細血管内の血液容
積がその呼吸周期Ｔ_REに同期して変化することから、そ
の毛細血管内の血液の血球によって散乱を受ける第１光
信号ＳＶ_R および第２光信号ＳＶ_IRもその呼吸周期Ｔ_RE
に同期した変化を受けると考えられる。上記呼吸周期Ｔ
_REは、一般に、脈拍周期の３乃至５倍程度であり、４倍
程度が多い。

【００１９】上記Ｉ／Ｏポート４０は、データバスライ
ンを介してＣＰＵ４６，ＲＯＭ４８，ＲＡＭ５０，表示
器５２とそれぞれ接続されている。ＣＰＵ４６は、ＲＡ
Ｍ５０の記憶機能を利用しつつＲＯＭ４８に予め記憶さ
れたプログラムに従って測定動作を実行し、Ｉ／Ｏポー
ト４０から駆動回路５４へ指令信号ＳＬＤを出力して第
１発光素子１８および第２発光素子２０を数百Ｈｚ乃至
数ｋＨｚ程度の比較的高い周波数で一定時間づつ交互に
発光させる一方、それら第１発光素子１８および第２発
光素子２０の発光に同期して切換信号ＳＣを出力してデ
マルチプレクサ３４を切り換えることにより、第１光信
号ＳＶ_R をサンプルホールド回路３６へ、第２光信号Ｓ
Ｖ_IRをサンプルホールド回路４２へそれぞれ振り分け
る。また、ＣＰＵ４６は、予め記憶されたプログラムに
従って前記第１光信号ＳＶ_R および第２光信号ＳＶ_IRが
それぞれ表す光電脈波形に基づいて末梢血管を流れる血
液中の酸素飽和度を決定し且つその決定した酸素飽和度
ＳａＯ２を表示器５２に表示させる。

【００２０】ここで、本実施例においては、更に、ハウ
ジング１４にはそのハウジング１４の外周面および底部
外面を覆うようにキャップ状のゴム部材５６が一体的に
設けられている。このゴム部材５６は、たとえばクロロ
プレンゴム等を原料ゴムとしてスポンジ状に構成されて
おり、好適な断熱性を備えている。そして、このゴム部
材５６のハウジング１４外周側に位置する部分が両面粘
着シート５８を介して前記体表面１２に固着されること
により、ハウジング１４の開口端面および遮光部材２４
の先端面が体表面１２に密着する状態でプローブ１０が
体表面１２に装着されている。なお、図１において、両
面粘着シート５８は便宜上実際より大幅に厚く描かれて
いる。

【００２１】図６は、前記演算制御回路３９の制御機能
の要部を説明する機能ブロック線図である。図６におい
て、周波数解析手段７０は、高速フーリエ変換法を利用
した周波数解析を予め設定された所定の区間毎に施すこ
とにより、受光素子１６から出力された第１光信号ＳＶ
_R および第２光信号ＳＶ_IRから、その所定区間毎の第１
光信号ＳＶ_R の交流成分ＡＣ_R および直流成分ＤＣ_R と
第２光信号ＳＶ_IRの交流成分ＡＣ_IRおよび直流成分ＤＣ
_IRとをそれぞれ逐次決定する。上記第１光信号ＳＶ_R お
よび第２光信号ＳＶ_IRは、生体組織の毛細血管内の血液
容積の心拍に同期した脈動に同期して変化させられるの
で、上記交流成分ＡＣ_R およびＡＣ_IRは、生体の脈拍数
ＰＲ（１／分）すなわち脈拍周波数ＰＦ（Hz）に相当す
る周波数成分の信号電力（ワット）として得られ、上記
直流成分ＤＣ_R およびＤＣ_IRは、直流に相当する周波数
成分の信号電力（ワット）として得られる。図７には、
上記周波数解析によって得られた第１光信号ＳＶ_R 或い
は第２光信号ＳＶ_IRの周波数スペクトルの例が示されて
いる。

【００２２】上記周波数解析手段７０により周波数解析
が行われる区間は、測定対象の生体の呼吸周期Ｔ_REの半
周期或いは１周期の整数倍、たとえば脈拍周期の２或い
は４倍の時間の整数倍の時間に設定される。動脈内血圧
は呼吸周期に同期して変動することが知られており、こ
れにより生体組織の毛細血管内の血液容積も脈拍に同期
して脈動しつつ上記呼吸周期に同期してうねり変動を生
じることから、前記第１光信号ＳＶ_R や第２光信号ＳＶ
_IRもその呼吸周期に同期する変動を受けるので、上記の
ようにすれば、区間内の信号が平均化されて少なくとも
呼吸性変動の影響が好適に解消される。

【００２３】交直成分比算出手段７２は、上記周波数解
析手段７０により決定された第１光信号ＳＶ_R の交流成
分ＡＣ_R および直流成分ＤＣ_R と第２光信号ＳＶ_IRの交
流成分ＡＣ_IRおよび直流成分ＤＣ_IRとから、その第１光
信号ＳＶ_R の交直成分比（ＡＣ_R ／ＤＣ_R ）と、第２光
信号ＳＶ_IRの交直成分比（ＡＣ_IR／ＤＣ_IR）とをそれぞ
れ算出する。

【００２４】酸素飽和度算出手段７４は、たとえば図８
の実線に示す予め設定された式（数２）に示す関係か
ら、前記第１光信号ＳＶ_R の交直成分比（ＡＣ_R ／ＤＣ
_R ）と第２光信号ＳＶ_IRの交直成分比（ＡＣ_IR／Ｄ
Ｃ_IR）との比Ｒ〔＝（ＡＣ_R ／ＤＣ _R ）／（ＡＣ_IR／Ｄ
Ｃ_IR）〕に基づいて、前記生体の酸素飽和度ＳａＯ２を
算出する。なお、式（数２）において、Ａは傾きを示す
負の定数であり、Ｂは切片を示す定数である。

【００２５】

【数２】ＳａＯ２＝Ａ×Ｒ＋Ｂ

【００２６】ここで、第１光信号ＳＶ_R の波長λ₁ が７
３０ｎｍに設定され、第２光信号ＳＶ_IRの波長λ₂ が８
８０ｎｍに設定されている理由を説明する。すなわち、
第１波長λ₁ を６６５ｎｍ、第２波長λ₂ を８８０ｎ
ｍ、９１０ｎｍ、或いは９４０ｎｍとしたときに得られ
る第１光信号ＳＶ_R および第２光信号ＳＶ_IRの強度を、
前記の三次元光子拡散理論を示す式（数１）を用いて算
出し、それら第１光信号ＳＶ_R および第２光信号ＳＶ_IR
の交流成分および直流成分を算出したとき、第１光信号
ＳＶ_R の交直成分比（ＡＣ_R ／ＤＣ_R ）と第２光信号Ｓ
Ｖ_IRの交直成分比（ＡＣ_IR／ＤＣ_IR）との比Ｒと酸素飽
和度ＳａＯ２との関係は、図９の破線に示すように非線
形となって実線に示す直線により近似をすることができ
ない。このため、酸素飽和度ＳａＯ２が８０％以下の低
い領域においては、測定精度が極端に低下していた。し
かし、上記第１波長λ₁ を７３０ｎｍ、第２波長λ₂ を
８８０ｎｍ、９１０ｎｍ、或いは９４０ｎｍとしたとき
は図８の破線に示すようになり、図８の実線に示す上記
式（数２）より、酸素飽和度ＳａＯ２が８０％以下の低
い領域においても直線近似でき、高い測定精度が得られ
るようになった。第１波長λ₁ および第２波長λ₂ の浸
透深さが近接したためであると考えられる。なお、第２
波長λ₂ は、８８０ｎｍ、９１０ｎｍ、或いは９４０ｎ
ｍのいずれの値であっても、上記図８および図９の破線
の変化が殆どない。

【００２７】図１０は、前記演算制御回路３９の制御作
動の要部を説明するフローチャート図である。図１０の
ステップ（以下、ステップを省略する）Ｓ１では、第１
波長λ₁ の後方散乱光を表す第１光信号ＳＶ_R および第
２波長λ₂ の後方散乱光を表す第２光信号ＳＶ_IRが読み
込まれる。次いで、Ｓ２においてタイマカウンタＣＴの
内容に「１」が加算された後、Ｓ３において、タイマカ
ウンタＣＴの内容が予め設定された判断基準時間Ｔ₀ 以
上となったか否かが判断される。この判断基準時間Ｔ₀
は、後述のＳ４の周波数解析の対象となる単位区間の時
間幅に対応するものであり、呼吸周期Ｔ_REの半周期の整
数倍たとえば測定対象である生体の脈拍周期の２或いは
４倍の時間の整数倍の時間に設定されている。

【００２８】当初は上記Ｓ３の判断が否定されるので、
Ｓ１以下が繰り返し実行されることにより第１光信号Ｓ
Ｖ_R および第２光信号ＳＶ_IRが連続的に読み込まれる。
そして、それら第１光信号ＳＶ_R および第２光信号ＳＶ
_IRが連続的に読み込まれるうちにＳ３の判断が肯定され
ると、前記周波数解析手段７０に対応するＳ４におい
て、上記の単位区間内に第１光信号ＳＶ_R および第２光
信号ＳＶ_IRに対して周波数解析処理がそれぞれ実行され
ることにより、第１光信号ＳＶ_R の交流成分ＡＣ _R （信
号電力値）および直流成分ＤＣ_R （信号電力値）と、第
２光信号ＳＶ_IRの交流成分ＡＣ_IR（信号電力値）および
直流成分ＤＣ_IR（信号電力値）とが抽出される。

【００２９】次いで、前記交直成分比算出手段７２に対
応するＳ５では、上記Ｓ４において抽出された第１光信
号ＳＶ_R の交流成分ＡＣ_R および直流成分ＤＣ_R から、
その第１光信号ＳＶ_R の交直成分比ＡＣ_R ／ＤＣ_R が算
出されるとともに、Ｓ４において抽出された第２光信号
ＳＶ_IRの交流成分ＡＣ_IRおよび直流成分ＤＣ_IRから、そ
の第２光信号ＳＶ_IRの交直成分比ＡＣ_IR／ＤＣ_IRが算出
される。

【００３０】次いで、前記酸素飽和度算出手段７４に対
応するＳ６では、たとえば図８の実線に示す予め設定さ
れた関係（ＳａＯ２＝Ａ×Ｒ＋Ｂ）から、第１光信号Ｓ
Ｖ_Rの交直成分比ＡＣ_R ／ＤＣ_R と第２光信号ＳＶ_IRの
交直成分比ＡＣ_IR／ＤＣ_IRとの比Ｒ〔＝（ＡＣ_R ／ＤＣ
_R ）／（ＡＣ_IR／ＤＣ_IR）〕に基づいて、生体の酸素飽
和度ＳａＯ２が算出される。

【００３１】そして、Ｓ７では、Ｓ６において算出され
た生体の酸素飽和度ＳａＯ２が表示器５２に表示される
とともに、Ｓ８においてタイマカウンタＣＴの内容が
「０」にクリアされた後、本ルーチンが終了させられ、
再びＳ１以下が実行される。

【００３２】上述のように、本実施例によれば、第１発
光素子１８から出力される光の波長、すなわち血液の酸
素飽和度に応じて吸光係数が変化する第１波長λ₁ とし
て７３０ｎｍと設定され、第２波長λ₂ として８８０乃
至９４０ｎｍと設定されていることから、第２波長λ₂
よりも短い波長であるために相対的に散乱を受けやすい
第１波長λ₁ の光が表皮下に位置する真皮および皮下組
織すなわち毛細血管が存在する血管床まで十分に到達し
得る。したがって、図８に示すように、実際の酸素飽和
度ＳａＯ２を示す破線と実線に示す直線近似線とが比較
的低酸素飽和度領域においても近似していることから、
図８に示すように比Ｒと酸素飽和度ＳａＯ２との関係の
直線性が十分に得られるので、その直線近似線を予め設
定された関係として用いる酸素飽和度算出手段７４（Ｓ
６）により、その予め設定された関係から上記第１光信
号ＳＶ_R の交直成分比（ＡＣ_R ／ＤＣ_R ）と第２光信号
ＳＶ_IRの交直成分比（ＡＣ_IR／ＤＣ_IR）との比Ｒ〔＝
（ＡＣ_R ／ＤＣ_R ）／（ＡＣ _IR／ＤＣ_IR）〕に基づいて
算出される前記生体の酸素飽和度ＳａＯ２の精度が好適
に高められる。

【００３３】以上、本発明の一実施例を図面に基づいて
説明したが、本発明はその他の態様でも適用される。

【００３４】たとえば、前述の実施例の第１波長λ₁ は
７３０ｎｍに設定されていたが、必ずしも丁度７３０ｎ
ｍでなくてもよく、７１５〜７７０ｎｍの範囲の値であ
ればよい。図１１に示すように、第１波長λ₁ が７１５
〜７７０ｎｍ程度の範囲であれば、比Ｒと酸素飽和度Ｓ
ａＯ２との関係の直線性が十分に得られるけれども、７
１５ｎｍを下まわる場合にはそれら比Ｒと酸素飽和度Ｓ
ａＯ２との関係の直線性が十分に得られないために酸素
飽和度の算出精度が十分に得られず、また、７７０ｎｍ
を上まわる場合にはそれら比Ｒと酸素飽和度ＳａＯ２と
の関係の直線性は十分に得られるけれども比Ｒに対する
酸素飽和度ＳａＯ２の変化率が高くなり過ぎるので酸素
飽和度の算出精度が十分に得られないのである。この図
１１においても、前記図８或いは９と同様に、第２波長
λ₂ が８８０ｎｍ、９１０ｎｍ、或いは９４０ｎｍのい
ずれの値であっても、関係を示す曲線の変化が殆どない
し、このように第２波長λ₂ が８８０ｎｍ乃至９４０ｎ
ｍの範囲内の値とされることにより、第１波長λ₁ と第
２波長λ₂ との差が小さくなって表皮からの浸透深さの
差が小さくなるので、酸素飽和度の測定精度が一層高め
られる。

【００３５】また、図８の破線は、第２波長λ₂ が８８
０ｎｍ、９１０ｎｍ、９４０ｎｍの何れであっても殆ど
変化がないことから、第２波長λ₂ は８８０ｎｍ〜９４
０ｎｍの範囲内の値であれば、いずれの値であっても差
し支えない。

【００３６】また、前述の実施例の反射型プローブ１０
は、ハウジング１４の中心位置に設けられた受光素子１
６と、その受光素子１６を取り囲む遮光壁２４の外周側
位置に設けられた発光素子１８、２０とを備えたもので
あったが、それら受光素子１６と発光素子１８、２０と
の位置が相互に入れ替わった位置であっても差し支えな
い。

【００３７】また、前記実施例では、複数づつ設けられ
た第１発光素子１８および第２発光素子２０から互いに
波長の異なる光が出力されるように構成されているが、
必ずしもその必要はなく、たとえば、それらの発光素子
１８，２０は１個づつであってもよいし、あるいは、波
長の異なる光を出力する単一の発光素子が用いられても
よい。

【００３８】また、前記実施例では、プローブ１０は両
面粘着シート５８により体表面１２に固着されるように
構成されているが、装着バンド等により体表面１２に装
着されてもよい。

【００３９】 その他、本発明はその趣旨を逸脱しない
範囲において種々変更が加えられ得るものである。

【図面の簡単な説明】

【図１】本発明の一実施例の酸素飽和度測定装置の構成
を示すブロック線図である。

【図２】図１の実施例において利用される第１波長λ₁
および第２波長λ₂ と酸素化ヘモグロビンおよび無酸素
化ヘモグロビンの吸光係数との関係を示す図である。

【図３】図１の実施例に用いられる反射型プローブの体
表面に対向する面を示す図である。

【図４】図３の反射型プローブの受光素子と発光素子と
の間隔ｒと、第１波長λ₁ および第２波長λ₂ の交直成
分比（ＡＣ_R ／ＤＣ_R ）および（ＡＣ_IR／ＤＣ_IR）との
関係を示す図である。

【図５】図４の反射型プローブの受光素子により検知さ
れた後方散乱光を示す第１光信号ＳＶ_R 或いは第２光信
号ＳＶ_IRの波形を例示するタイムチャートである。

【図６】図１の演算制御回路の制御機能の要部を説明す
る機能ブロック線図である。

【図７】図６の周波数解析手段において解析された第１
光信号ＳＶ_R 或いは第２光信号ＳＶ_IRの交流成分ＡＣ_R
或いはＡＣ_IRおよび直流成分ＤＣ_R 或いはＤＣ_IRを示す
図である。

【図８】第１波長λ₁ を７３０ｎｍ、第２波長λ₂ を８
８０ｎｍ、９１０ｎｍ、或いは９４０ｎｍとしたときの
比Ｒと酸素飽和度ＳａＯ２との関係（破線）と、図６の
酸素飽和度算出手段において用いられる予め設定された
関係（実線）すなわち上記破線の近似直線とを示す図で
ある。

【図９】第１波長λ₁ を６６５ｎｍ、第２波長λ₂ を８
８０ｎｍ、９１０ｎｍ、或いは９４０ｎｍとしたときの
比Ｒと酸素飽和度ＳａＯ２との関係（破線）と、その破
線の近似直線とを示す図である。

【図１０】図１の演算制御回路の制御作動の要部を説明
するフローチャートである。

【図１１】第１波長λ₁ を７０５ｎｍから８００ｎｍま
で変化させたときの、比Ｒと酸素飽和度ＳａＯ２との関
係を示す図である。

【符号の説明】

１０：反射型プローブ １２：体表面 １６：受光素子（光センサ） １８：第１発光素子，２０：第２発光素子（光源） ７４：酸素飽和度算出手段

Claims (2)

【特許請求の範囲】
1. 【請求項１】 第１波長および該第１波長よりも長い第
   ２波長の光を生体組織へ向かって放射する光源と、該生
   体組織内で散乱された第１波長の後方散乱光および第２
   波長の後方散乱光をそれぞれ検出して該第１波長の後方
   散乱光および第２波長の後方散乱光をそれぞれ表す第１
   光信号および第２光信号を出力する光センサと、予め設
   定された関係から、該第１光信号の交直成分比と該第２
   光信号の交直成分比との比に基づいて前記生体の酸素飽
   和度を算出する酸素飽和度算出手段とを備えた反射型酸
   素飽和度測定装置において、 前記第１波長を７１５乃至７７０ｎｍとしたことを特徴
   とする反射型酸素飽和度測定装置。
2. 【請求項２】前記第２波長を８８０乃至９４０ｎｍとし
   たことを特徴とする請求項１の反射型酸素飽和度測定装
   置。