JP2008194488A

JP2008194488A - Apparatus for determining concentration of hemoglobin

Info

Publication number: JP2008194488A
Application number: JP2008089666A
Authority: JP
Inventors: Naoki Kobayashi; 小林　　直樹; Michio Kanemoto; 理夫金本; Takashi Usuda; 孝史臼田; Sadaji Ugawa; 貞二鵜川
Original assignee: Nippon Koden Corp
Current assignee: Nippon Koden Corp
Priority date: 1999-11-30
Filing date: 2008-03-31
Publication date: 2008-08-28

Abstract

<P>PROBLEM TO BE SOLVED: To provide an apparatus for determining concentration of hemoglobins which measures a degree of oxygen saturation with two light sources of different wavelengths for the patient without suspicion of the carbon monoxide poisoning, and measures concentration of various hemoglobins including carboxyhemoglobin with three light sources of different wavelengths for the patient with suspicion thereof. <P>SOLUTION: The apparatus comprises a concentration ratio computing means which computes the concentration ratio of at least oxyhemoglobin, reduced hemoglobin and carboxyhemoglobin, and a selection means which instruct computing the concentration ratio of the carboxyhemoglobin. The concentration ratio computing means computes the concentration ratio of oxyhemoglobin and reduced hemoglobin from the drift of the light receiving output signals of at least two different wavelengths, when the selection means is not instructed to compute the concentration ratio of the carboxyhemoglobin, and when the selection means is not instructed to compute the concentration ratio of the carboxyhemoglobin, it computes the concentration ratio of oxyhemoglobin, reduced hemoglobin and carboxyhemoglobin from the drift of the light receiving output signals of at least 3 different wavelengths. <P>COPYRIGHT: (C)2008,JPO&INPIT

Description

本発明は、パルスオキシメータ等による動脈血の酸素飽和度測定およびヘモグロビン濃度測定に係り、特に一酸化炭素ヘモグロビン濃度の測定に関するものである。 The present invention relates to arterial blood oxygen saturation measurement and hemoglobin concentration measurement using a pulse oximeter or the like, and more particularly to measurement of carbon monoxide hemoglobin concentration.

従来のパルスオキシメータは、生体組織に近赤外光と赤色光を入射させたときに、これらの入射光の生体組織中における減光度の脈動変動分の比を求め、この結果から動脈血酸素飽和度を非観血式に測定し得るように構成されている。 Conventional pulse oximeters calculate the ratio of pulsation fluctuations in the dimming degree in the living tissue when near-infrared light and red light are incident on the living tissue. It is comprised so that a degree can be measured non-invasively.

しかるに、前記パルスオキシメータの測定原理は、本出願人の先に提案された特公昭５３−２６４３７号公報に示されるように、従来より公知である。従って、前記パルスオキシメータの測定原理を、簡単に説明すれば次の通りである。 However, the measurement principle of the pulse oximeter is conventionally known as disclosed in Japanese Patent Publication No. 53-26437 previously proposed by the applicant. Therefore, the measurement principle of the pulse oximeter can be briefly described as follows.

図９の（ａ）、（ｂ）に示すように、生体組織Ｒを血液層Ｒ1 と血液を除いた組織（以下、純組織と称する）の層Ｒ2 との２つに模式的に分け、血液層Ｒ1 の厚みが脈動し、純組織層Ｒ2 の厚みは一定であるとする。そこで、この生体組織Ｒに光を照射した場合、入射光量Ｉ0 は生体組織Ｒにより減光し、生体組織Ｒを通過する透過光量はＩとなる。また、脈動により血液層Ｒ1 の厚みがΔＤb だけ増加した場合の透過光量は（Ｉ−ΔＩ）に減少する。この場合において、血液層Ｒ1 の厚みの変化分ΔＤb における減光度ΔＡは、次式で得られる。 As shown in FIGS. 9 (a) and 9 (b), the biological tissue R is schematically divided into two layers, a blood layer R1 and a layer R2 of tissue excluding blood (hereinafter referred to as pure tissue). It is assumed that the thickness of the layer R1 pulsates and the thickness of the pure tissue layer R2 is constant. Therefore, when the living tissue R is irradiated with light, the amount of incident light I0 is attenuated by the living tissue R, and the amount of transmitted light passing through the living tissue R is I. Further, when the thickness of the blood layer R1 increases by ΔDb due to pulsation, the amount of transmitted light decreases to (I−ΔI). In this case, the light attenuation ΔA in the change ΔDb in the thickness of the blood layer R1 is obtained by the following equation.

ΔＡ＝ｌｏｇ［Ｉ／（Ｉ−ΔＩ）］ ΔA = log [I / (I−ΔI)]

また、相異なる２つの波長λ1 、λ2 の光を生体組織Ｒに入射させた場合、各波長λ1 、λ2 における脈動分の減光度ΔＡ1 、ΔＡ2 の比Φは、近似的に次式で示されることが、論理および実験によって確認されている。 When light of two different wavelengths λ1 and λ2 is incident on the living tissue R, the ratio Φ of the pulsation attenuation ΔA1 and ΔA2 at each wavelength λ1 and λ2 is approximately expressed by the following equation: Has been confirmed by logic and experiment.

ここで、Ｅ1,2 （Ｅi ）はヘモグロビンの吸光係数、Ｆは血液における散乱係数（波長依存性が無い）、サフィックスの１，２は光波長λ1 、λ2 を示すものとする。また、血液中の光吸収物質が、酸化ヘモグロビンと還元ヘモグロビンのみであるとすると、ヘモグロビンの吸光係数Ｅi は、次式で示される。 Here, E1,2 (Ei) is an absorption coefficient of hemoglobin, F is a scattering coefficient in blood (no wavelength dependence), and suffixes 1 and 2 indicate light wavelengths λ1 and λ2. If the light-absorbing substances in blood are only oxygenated hemoglobin and reduced hemoglobin, the extinction coefficient Ei of hemoglobin is expressed by the following equation.

但し、Ｓは酸素飽和度、Ｅoi、Ｅriは酸化ヘモグロビンと還元ヘモグロビンのそれぞれ吸光係数である。ここで、前記式(2) を前記式(1) に代入すると、次式が得られる。 However, S is oxygen saturation, and Eoi and Eri are extinction coefficients of oxygenated hemoglobin and reduced hemoglobin, respectively. Here, when the equation (2) is substituted into the equation (1), the following equation is obtained.

前記式(3) において、Ｅo1、Ｅr1、Ｅo2、Ｅr2、Ｆはそれぞれ既知の値であるから、Φ＝ΔＡ1 ／ΔＡ2 を測定して、前記式(3) に代入し、Ｓについて解けば、酸素飽和度Ｓを求めることができる。 In Eq. (3), Eo1, Er1, Eo2, Er2, and F are known values, so Φ = ΔA1 / ΔA2 is measured and substituted into Eq. (3). The degree of saturation S can be determined.

特公昭５３−２６４３７号公報Japanese Patent Publication No.53-26437

前述した従来の近赤外光と赤色光の２波長を使用したパルスオキシメータにおいては、一酸化炭素ヘモグロビンＣＯＨb の血中濃度が増加した場合において、これを検出することができず、酸素飽和度が実際の値より高く表示されてしまうという難点がある。従って、一酸化炭素中毒の患者に対し、パルスオキシメータを装着してモニタした場合、実際に酸素運搬量が低下しているにも拘らず、酸素が十分に足りているという、誤った認識を医療スタッフに与えてしまい、患者にとって著しく危険な状態となる。さらに、一酸化炭素中毒の患者の場合、単に症状からでは、一酸化炭素中毒であると診断することは困難であるため、見逃されてしまうことが多いという危険がある。 In the conventional pulse oximeter using the two wavelengths of near-infrared light and red light described above, when the blood concentration of carbon monoxide hemoglobin COHb increases, this cannot be detected, and oxygen saturation Is displayed higher than the actual value. Therefore, when a patient with carbon monoxide poisoning is monitored by wearing a pulse oximeter, he mistakenly recognizes that oxygen is sufficient despite the fact that the amount of oxygen transport is actually decreasing. Giving it to the medical staff, it is extremely dangerous for the patient. Furthermore, there is a risk that a patient with carbon monoxide poisoning is often overlooked because it is difficult to diagnose that it is carbon monoxide poisoning simply from the symptoms.

また、麻酔手術中において、血中に濃度が１０〜３０％程度まで及ぶ一酸化炭素中毒の発生が報告されており、原因は吸入麻酔薬と二酸化炭素吸収剤による一酸化炭素の発生といわれている。しかしながら、従来のパルスオキシメータでは発見できず、見過ごされる危険性が高い。 In addition, during anesthesia surgery, the occurrence of carbon monoxide poisoning that has a concentration of about 10-30% in the blood has been reported, and the cause is said to be the occurrence of carbon monoxide by inhalation anesthetics and carbon dioxide absorbers. Yes. However, there is a high risk of being overlooked because it cannot be found with a conventional pulse oximeter.

しかるに、動脈血が脈動する場合は、理論的にはｎ個の光波長を使用することによって、ｎ個の血中吸光物質の濃度比を測定することが可能である。従って、酸化ヘモグロビンＯ2 Ｈb と還元ヘモグロビンＲＨb と一酸化炭素ヘモグロビンＣＯＨb という、３種類のヘモグロビンの濃度測定を、２つの波長で測定することは、理論的に不可能であり、最低３つの光波長が必要となる。 However, when arterial blood pulsates, it is theoretically possible to measure the concentration ratio of n blood light-absorbing substances by using n light wavelengths. Therefore, it is theoretically impossible to measure the concentration of three types of hemoglobin, namely, oxygenated hemoglobin O2 Hb, reduced hemoglobin RHb, and carbon monoxide hemoglobin COHb at two wavelengths. Necessary.

しかし、実際には血液以外の組織の影響が測定誤差となるため、ｎ個の血中吸光物質の濃度を正確に測定するためには、ｎ＋１個の光波長を使用する方式が好適であることを突き止め、本出願人はこれらの方式による血中成分濃度測定装置を開発し、特許出願を行った（特公平５−８８６０９号公報参照）。また、血液中には、メトヘモグロビンやビリルビン等、他の吸光物質も存在するため、これらの影響を除去しようとすると、光波長の使用数がさらに増大すると共に設備コストも増大する難点がある。 However, since the influence of tissues other than blood actually causes measurement errors, a method using n + 1 light wavelengths is suitable for accurately measuring the concentration of n light-absorbing substances in blood. As a result, the applicant has developed a blood concentration measuring apparatus using these methods, and has filed a patent application (see Japanese Patent Publication No. 5-88609). In addition, since other light-absorbing substances such as methemoglobin and bilirubin are present in the blood, there is a problem that the number of light wavelengths used is further increased and the equipment cost is increased if these effects are to be removed.

また、従来のパルスオキシメータに一酸化炭素ヘモグロビンＣＯＨb を測定するための第３の波長を追加することを考慮した場合（特開平５−２２８１２９号公報参照）、赤色より長い波長は、図１０に示すように、一酸化炭素ヘモグロビンＣＯＨb の光吸収係数は非常に小さいために、検出は困難である。例えば、波長７００ｎｍでは、一酸化炭素ヘモグロビンＣＯＨb の吸光係数は、酸化ヘモグロビンＯ2 Ｈb の約１０分の１であるため、一酸化炭素ヘモグロビンＣＯＨb の変化による透過光の変化は、酸化ヘモグロビンＯ2 Ｈb の変化により発生する変化の１０分の１と、非常に小さなものとなってしまう。従って、このように第３の波長を赤〜近赤外の帯域に選択すると、一酸化炭素ヘモグロビンＣＯＨb を他のヘモグロビンＨb と弁別する時の感度は小さくなり、一酸化炭素ヘモグロビンＣＯＨb の測定は困難となる。 In consideration of adding a third wavelength for measuring carbon monoxide hemoglobin COHb to a conventional pulse oximeter (see JP-A-5-228129), the wavelength longer than red is shown in FIG. As shown, the light absorption coefficient of carbon monoxide hemoglobin COHb is so small that it is difficult to detect. For example, at a wavelength of 700 nm, the extinction coefficient of carbon monoxide hemoglobin COHb is about one-tenth that of oxygenated hemoglobin O2 Hb. Therefore, the change in transmitted light due to the change in carbon monoxide hemoglobin COHb is a change in oxygenated hemoglobin O2 Hb. 1 / 10th of the change caused by, and becomes very small. Therefore, when the third wavelength is selected in the red to near-infrared band in this way, sensitivity when discriminating carbon monoxide hemoglobin COHb from other hemoglobin Hb is reduced, and measurement of carbon monoxide hemoglobin COHb is difficult. It becomes.

一方、シャーフ（Ｓｃｈａｒｆ）は、緑色の波長帯域を使用することを提案しているが（米国特許第５８３０１３７号明細書参照）、全てのヘモグロビンの光吸収は、図１０に示すように、黄色や緑色の波長帯域では非常に大きく、５００〜５９０ｎｍの波長帯域での一酸化炭素ヘモグロビンＣＯＨb と酸化ヘモグロビンＯ2 Ｈb の光吸収は、６６０ｎｍの波長帯域の場合での１０倍以上となる。従って、血液を透過した光は微弱となり、前記帯域でのＳ／Ｎ比の良い測定は困難である。 On the other hand, Scharf proposes to use a green wavelength band (see US Pat. No. 5,830,137), but the light absorption of all hemoglobin is yellow or yellow as shown in FIG. It is very large in the green wavelength band, and the light absorption of carbon monoxide hemoglobin COHb and oxygenated hemoglobin O2 Hb in the wavelength band of 500 to 590 nm is 10 times or more that in the wavelength band of 660 nm. Therefore, the light transmitted through the blood is weak, and it is difficult to measure with a good S / N ratio in the band.

そこで、本発明者等は、従来の近赤外、赤色の他に、橙色または赤橙色を、第３の波長を使用することにより、一酸化炭素ヘモグロビンＣＯＨb の変化による透過光の変化を、Ｓ／Ｎ比の良い状態で検出し、しかも一酸化炭素ヘモグロビンＣＯＨb と還元ヘモグロビンＲＨb の弁別を容易にして、一酸化炭素ヘモグロビンＣＯＨb の適正な測定を可能とすることができることを突き止めた。 Therefore, the present inventors have used the third wavelength of orange or red-orange in addition to the conventional near infrared and red colors, to change the transmitted light due to the change in carbon monoxide hemoglobin COHb. It has been found that detection can be carried out in a good / N ratio, and the carbon monoxide hemoglobin COHb and reduced hemoglobin RHb can be easily discriminated to enable appropriate measurement of carbon monoxide hemoglobin COHb.

すなわち、近赤外として９４０ｎｍ、赤色都市手６６０ｎｍ、さらに第３の波長を近赤外の８０５ｎｍおよび橙色の６２１ｎｍとした場合に、それぞれ種々の還元ヘモグロビンＲＨb と一酸化炭素ヘモグロビンＣＯＨb との濃度比において、Φ１２とΦ３２の場合におけるそれぞれの値について検討した。この結果、８０５ｎｍの近赤外の場合においては、還元ヘモグロビンＲＨb と一酸化炭素ヘモグロビンＣＯＨb のいずれの変化においても、Φ１２とΦ３２が変化する方向はほぼ同じであり、これでは還元ヘモグロビンＲＨb と一酸化炭素ヘモグロビンＣＯＨb の弁別は困難であることが判明した（図８参照）。これに対し、６２１ｎｍの橙色の場合においては、還元ヘモグロビンＲＨb の変化によりΦの動く方向と、一酸化炭素ヘモグロビンＣＯＨb の動く方向との直交性が増大し、弁別が容易になることが判明した（図７参照）。 That is, when the near-infrared is 940 nm, the red city hand is 660 nm, and the third wavelength is near-infrared 805 nm and orange 621 nm, the concentration ratios of various reduced hemoglobin RHb and carbon monoxide hemoglobin COHb respectively. , Φ12 and Φ32, the respective values were examined. As a result, in the near-infrared region of 805 nm, the direction in which Φ12 and Φ32 change is almost the same in both changes of reduced hemoglobin RHb and carbon monoxide COHb, and this is the same as that of reduced hemoglobin RHb. Discrimination of carbon hemoglobin COHb proved difficult (see FIG. 8). On the other hand, in the case of the orange color of 621 nm, it was found that the orthogonality between the direction of movement of Φ and the direction of movement of carbon monoxide hemoglobin COHb increases due to the change of reduced hemoglobin RHb, and discrimination becomes easy ( (See FIG. 7).

また、従来より一酸化炭素ヘモグロビンＣＯＨb 濃度の表示方法として、例えば急性一酸化炭素中毒病態（臨床症状）との関係において、一酸化炭素ヘモグロビンＣＯＨb 濃度を、下記の表１に示すように、１０％単位の変化として把握されている。 Conventionally, as a method for displaying the carbon monoxide hemoglobin COHb concentration, for example, in relation to acute carbon monoxide poisoning pathology (clinical symptoms), the carbon monoxide hemoglobin COHb concentration is 10% as shown in Table 1 below. This is understood as a change in units.

前記表１からも明らかなように、一酸化炭素ヘモグロビンＣＯＨb 濃度と臨床症状との関係より、前記ＣＯＨb 濃度（％）を１％単位の濃度で表示しなくても、例えばＣＯＨb 濃度２０％を閾値として、急性一酸化炭素中毒病態の“有”／“無”を表示したり、あるいは“低濃度”／“中濃度”／“高濃度”といった３段階の表示を行うことによっても、臨床的には十分に有効である。 As is clear from Table 1, the COHb concentration (%) is not displayed in units of 1% based on the relationship between the carbon monoxide hemoglobin COHb concentration and the clinical symptoms. For example, the COHb concentration 20% is a threshold value. As a clinical indication, it is possible to display “Yes” / “No” of acute carbon monoxide poisoning pathology, or by displaying three levels such as “Low concentration” / “Medium concentration” / “High concentration”. Is sufficiently effective.

本発明の目的は、一酸化炭素中毒の疑いがない患者に対しては少なくとも異なる２波長の光で酸素飽和度を測定し、一酸化炭素中毒の疑いがある患者に対しては少なくとも異なる３波長の光で一酸化炭素ヘモグロビンを含めて各種のヘモグロビンの濃度を測定できるようにすることである。 The object of the present invention is to measure oxygen saturation with at least two different wavelengths of light for patients not suspected of carbon monoxide poisoning and at least three different wavelengths for patients suspected of carbon monoxide poisoning. In other words, the concentration of various hemoglobins including carbon monoxide hemoglobin can be measured with the light.

前記の目的を達成するため、本発明に係るヘモグロビン濃度測定装置は、異なる複数の光波長を発する光源と、前記光源から発せられ生体組織を透過または反射した光を受光する受光手段と、血液の脈動に起因して前記受光手段からの各波長における受光出力信号の変動に基づいて、各波長間における減光度比Φを演算する減光度比演算手段と、前記減光度比演算手段からの出力に基づいて少なくとも酸化ヘモグロビン、還元ヘモグロビンおよび一酸化炭素ヘモグロビンの濃度比を演算する濃度比演算手段と、一酸化炭素ヘモグロビンの濃度比を演算することを指示する選択手段とを具備し、前記選択手段が一酸化炭素ヘモグロビンの濃度比を演算することを指示していない状態においては、前記濃度比演算手段は、前記光源により発せられた少なくとも異なる２波長の光が生体組織を透過または反射した光を前記受光手段により受光することにより出力された受光出力信号の変動に基づいて、酸化ヘモグロビンおよび還元ヘモグロビンの濃度比を演算し、前記選択手段が一酸化炭素ヘモグロビンの濃度比を演算することを指示している状態においては、前記濃度比演算手段は、前記光源により発せられた少なくとも異なる３波長の光が生体組織を透過または反射した光を前記受光手段により受光することにより出力された受光出力信号の変動に基づいて、酸化ヘモグロビン、還元ヘモグロビンおよび一酸化炭素ヘモグロビンの濃度比を演算することを特徴とする。 In order to achieve the above object, a hemoglobin concentration measuring apparatus according to the present invention includes a light source that emits a plurality of different light wavelengths, a light receiving unit that receives light emitted from the light source and transmitted or reflected through biological tissue, Based on fluctuations in the received light output signal at each wavelength from the light receiving means due to pulsation, a dimming ratio calculating means for calculating a dimming ratio Φ between the wavelengths, and an output from the dimming ratio calculating means Based on at least a concentration ratio calculating means for calculating a concentration ratio of oxyhemoglobin, reduced hemoglobin and carbon monoxide hemoglobin, and a selecting means for instructing to calculate a concentration ratio of carbon monoxide hemoglobin, the selecting means comprising: In a state where it is not instructed to calculate the concentration ratio of carbon monoxide hemoglobin, the concentration ratio calculation means is emitted by the light source. Calculate the concentration ratio of oxyhemoglobin and deoxyhemoglobin based on the fluctuation of the received light output signal that is output by the light receiving means receiving the light transmitted through or reflected by the biological tissue with at least two different wavelengths of light, and select In a state in which the means instructs to calculate the concentration ratio of carbon monoxide hemoglobin, the concentration ratio calculation means is a light in which at least three different wavelengths of light emitted by the light source are transmitted or reflected through the living tissue. The concentration ratio of oxyhemoglobin, deoxyhemoglobin and carbon monoxide hemoglobin is calculated on the basis of fluctuations in the light receiving output signal output by receiving the light by the light receiving means.

そして、患者の処置に関するイベント情報の際にイベント入力するためのイベント入力手段と、
前記イベント入力手段に入力された時刻およびイベント情報と、前記濃度比演算手段の演算結果を記憶する記憶手段とを、さらに具備するように構成することができる。 And an event input means for inputting an event at the time of event information related to a patient's treatment,
The time and event information input to the event input means and a storage means for storing the calculation result of the concentration ratio calculation means can be further provided.

この場合、前記演算結果をトレンド表示し、前記記憶手段により記憶されたイベント情報をその前記時刻に合わせて前記トレンド表示に表示する表示手段を具備する構成とすることができる。 In this case, the calculation result may be displayed as a trend, and the display unit may be configured to display the event information stored in the storage unit on the trend display according to the time.

しかも、前記記憶手段に記憶されたイベント情報、時刻および前記演算結果について、外部装置に送信するためのインタフェースを具備する構成とすることもできる。 In addition, an interface for transmitting event information, time, and the calculation result stored in the storage unit to an external device may be provided.

さらに、本発明に係るヘモグロビン濃度測定装置は、酸化ヘモグロビン、還元ヘモグロビンおよび一酸化炭素ヘモグロビンについて２次元座標に目盛りする方式により計測したヘモグロビン値を表示する表示手段とを、具備する構成とすることができる。
また、前記濃度比演算手段の演算結果をトレンド表示する表示手段を具備するように構成することができる。 Furthermore, the hemoglobin concentration measuring apparatus according to the present invention may comprise a display means for displaying hemoglobin values measured by a method of calibrating two-dimensional coordinates for oxyhemoglobin, reduced hemoglobin, and carbon monoxide hemoglobin. it can.
Moreover, it can comprise so that the display means which displays the trend display of the calculation result of the said density | concentration ratio calculation means may be comprised.

本発明測定装置においては、血中にＣＯＨb が無い場合のＳｐＯ2 測定は、少なくとも異なる２波長による測定の方が、少なくとも異なる３波長による測定よりも、長年蓄積されたデータがあり、測定精度が良いこともわかっているので、一酸化炭素中毒の疑いがない患者に対しては、“ＣＯＨb 測定ボタン３６”をオフ操作することによって、少なくとも異なる２波長で従来通りの方式により精度の高い酸素飽和度（ＳｐＯ2 ）を計測することができる。一方、一酸化炭素中毒の疑いのある患者に対しては、“ＣＯＨb 測定ボタン３６”をオン操作することによって、少なくとも異なる３波長で一酸化炭素ヘモグロビンを含めて各種のヘモグロビンの濃度を計測することができる。 In the measuring apparatus of the present invention, SpO2 measurement in the case where COHb is not present in the blood has data accumulated for many years in the measurement using at least two different wavelengths than the measurement using at least three different wavelengths, and the measurement accuracy is better. It is also known that for patients who are not suspected of carbon monoxide poisoning, the “COHb measurement button 36” is turned off, so that at least two different wavelengths, the oxygen saturation with high accuracy can be obtained by the conventional method. (SpO2) can be measured. On the other hand, for patients suspected of carbon monoxide poisoning, the concentration of various hemoglobins including carbon monoxide hemoglobin is measured at least at three different wavelengths by turning on the “COHb measurement button 36”. Can do.

さらに、本発明測定装置においては、各ヘモグロビン濃度の時間経過に対する変化が、患者の処置に関するイベントマーカ等と合わせて確認可能であることから、治療の指針を立てる上で重要なデータとなり、また治療効果の確認も視覚的に確認することができる等の利点が得られる。 Furthermore, in the measurement apparatus of the present invention, the change of each hemoglobin concentration with time can be confirmed together with event markers related to the treatment of the patient, so that it becomes important data for setting a treatment guideline, and the treatment Advantages such as confirmation of the effect can be obtained visually.

すなわち、本発明において、記憶機能、トレンド表示、酸素吸入の開始等のイベントマーカ機能は、急性一酸化炭素中毒で病院に搬入された患者のその後の治療を容易にする。すなわち、大気で自発呼吸により換気を行った場合、一酸化炭素ヘモグロビンＣＯＨb の血液中の半減期は約４時間であり、酸素吸入では約８０分、また酸素による陽圧換気では約１４分とされており、早期に酸素吸入により血中の一酸化炭素濃度を低下させることは重要である。一酸化炭素中毒患者の発見から救急部所に搬入されるまでの血中ヘモグロビンＨb 濃度の推移や酸素吸入の履歴の記憶、再生を可能にする機能は、医療スタッフが治療方針を立てる上での重要なデータを提供することができる。
また、本発明測定装置においては、一酸化炭素ヘモグロビン濃度、還元ヘモグロビン濃度、フラクショナル酸素飽和度（酸化ヘモグロビン濃度）の値を、２次元座標によって、３種の濃度を同時に視覚的に把握することができる。 That is, in the present invention, event marker functions such as memory function, trend display, start of oxygen inhalation, etc. facilitate subsequent treatment of patients brought into the hospital with acute carbon monoxide poisoning. That is, when ventilation is performed by spontaneous breathing in the atmosphere, the half-life of carbon monoxide hemoglobin COHb in the blood is about 4 hours, about 80 minutes for oxygen inhalation, and about 14 minutes for positive pressure ventilation with oxygen. It is important to reduce the concentration of carbon monoxide in blood by inhaling oxygen at an early stage. Changes in blood hemoglobin Hb concentration from the discovery of a carbon monoxide poisoning patient to delivery to the emergency department, and the ability to store and regenerate the history of oxygen inhalation are important for medical staff to formulate treatment strategies. Can provide important data.
In the measuring apparatus of the present invention, the carbon monoxide hemoglobin concentration, the reduced hemoglobin concentration, and the fractional oxygen saturation (oxygenated hemoglobin concentration) values can be visually grasped simultaneously using two-dimensional coordinates. it can.

次に、本発明に係るヘモグロビン濃度測定装置の実施例につき、添付図面を参照しながら以下詳細に説明する。 Next, embodiments of the hemoglobin concentration measuring apparatus according to the present invention will be described in detail with reference to the accompanying drawings.

図１は、本発明に係るヘモグロビン濃度測定装置の装置構成を示す概略ブロック系統説明図である。すなわち、図１において、参照符号１、２、３は光源としての発光素子を示し、これら発光素子１、２、３は、それぞれ第１の波長λ1 として７９０〜１０００ｎｍであって、より好適には９４０±５ｎｍの近赤外領域の光と、第２の波長λ2 として６４０〜６７５ｎｍであって、より好適には６６０±５ｎｍの赤色領域の光と、第３の波長λ3 として５９０〜６６０ｎｍであって、より好適には６２１±５ｎｍの赤橙色領域の光とを発生する素子であり、駆動回路４により駆動されるように構成されている。これらの発光素子１、２、３からの発光は、生体組織５を透過して受信手段としての受光素子６で受光され、電気信号に変換される。そして、これらの変換された信号は、増幅器７で増幅され、マルチプレクサ８によりそれぞれの光波長に対応したフィルタ９、１０、１１に振り分けられる。 FIG. 1 is a schematic block diagram illustrating the configuration of a hemoglobin concentration measuring apparatus according to the present invention. That is, in FIG. 1, reference numerals 1, 2, and 3 indicate light emitting elements as light sources, and these light emitting elements 1, 2, and 3 have a first wavelength λ1 of 790 to 1000 nm, and more preferably Light in the near infrared region of 940 ± 5 nm and 640 to 675 nm as the second wavelength λ2, more preferably light in the red region of 660 ± 5 nm and 590 to 660 nm as the third wavelength λ3. More preferably, it is an element that generates light in the red / orange region of 621 ± 5 nm, and is configured to be driven by the drive circuit 4. Light emitted from these light emitting elements 1, 2, and 3 is transmitted through the living tissue 5 and received by the light receiving element 6 as a receiving means, and converted into an electrical signal. These converted signals are amplified by the amplifier 7 and distributed to the filters 9, 10, and 11 corresponding to the respective optical wavelengths by the multiplexer 8.

このようにして、前記フィルタ９、１０、１１にそれぞれ振り分けられた波長の信号は、フィルタ９、１０、１１によりノイズである高周波成分を除去した後、Ａ／Ｄ変換器１２でディジタル信号に変換され、対数計算回路１４、減光度比Φを演算する減光度比較演算手段としてのΦ計算回路１５およびヘモグロビンＨb 濃度演算手段としてのＨb 濃度計算回路１６に順次入力される。なお、参照符号１３は、タイミング制御回路を示し、このタイミング制御回路１３は、前記駆動回路４、マルチプレクサ８、Ａ／Ｄ変換器１２の各部に対し必要なタイミング信号を送出して、それらの動作のタイミングを制御するように構成されている。 In this way, the signals having the wavelengths distributed to the filters 9, 10, 11 are converted into digital signals by the A / D converter 12 after removing high-frequency components as noise by the filters 9, 10, 11. Then, the logarithm calculation circuit 14, the Φ calculation circuit 15 as a light intensity comparison calculation means for calculating the light attenuation ratio Φ, and the Hb concentration calculation circuit 16 as a hemoglobin Hb concentration calculation means are sequentially input. Reference numeral 13 denotes a timing control circuit. The timing control circuit 13 sends necessary timing signals to the drive circuit 4, the multiplexer 8, and the A / D converter 12 to operate them. It is comprised so that the timing of may be controlled.

しかるに、前記対数計算回路１４においては、Ａ／Ｄ変換器１２の出力であるＩ1 、Ｉ2 、Ｉ3 についてのそれぞれ対数ｌｎＩ1 、ｌｎＩ2 、ｌｎＩ3 を求める。また、前記Φ計算回路１５においては、前記対数計算回路１４で求めた対数ｌｎＩ1 、ｌｎＩ2 、ｌｎＩ3 から、脈動分を抽出し、Φ１２＝ΔｌｎＩ1 ／ΔｌｎＩ2 、Φ１３＝ΔｌｎＩ1 ／ΔｌｎＩ3 を計算する。そして、前記ヘモグロビンＨb 濃度計算回路１６においては、Φを表す２つの計算式から連立方程式を解いて、酸化ヘモグロビンＯ2 Ｈb 、還元ヘモグロビンＲＨb 、一酸化炭素ヘモグロビンＣＯＨb の濃度比を求める。 However, the logarithm calculation circuit 14 obtains logarithms lnI1, lnI2, and lnI3 for the outputs I1, I2, and I3 of the A / D converter 12, respectively. The Φ calculating circuit 15 extracts pulsation components from the logarithms lnI1, lnI2, and lnI3 obtained by the logarithmic calculating circuit 14, and calculates Φ12 = ΔlnI1 / ΔlnI2 and Φ13 = ΔlnI1 / ΔlnI3. In the hemoglobin Hb concentration calculation circuit 16, simultaneous equations are solved from two calculation formulas representing Φ, and the concentration ratio of oxygenated hemoglobin O2 Hb, reduced hemoglobin RHb, and carbon monoxide hemoglobin COHb is obtained.

しかるに、前記ヘモグロビンＨb 濃度計算回路１６における計算式は次式に示す通りである。 However, the calculation formula in the hemoglobin Hb concentration calculation circuit 16 is as shown in the following formula.

前記式において、ＲＨb は還元ヘモグロビンの濃度比、Ｏ2 Ｈb は酸化ヘモグロビンの濃度比、ＣＯＨb は一酸化炭素ヘモグロビンの濃度比を示す。Ｅoi（i=1,2,3 ）は酸化ヘモグロビンＯ2 Ｈb の吸光係数、Ｅri（i=1,2,3 ）は還元ヘモグロビンＲＨb の吸光係数、Ｅci（i=1,2,3 ）は一酸化炭素ヘモグロビンＣＯＨb の吸光係数、Ｆは散乱係数を示し、ｉ＝１、２、３は光波長λ1 、λ2 、λ3 を示す。この場合、前記Ｅoi、Ｅri、Ｅci、Ｆはそれぞれ既知の値であるから、Φ１２＝ΔＡ1 ／ΔＡ2 とΦ１３＝ΔＡ1 ／ΔＡ3 を測定し、前記式に代入して連立方程式を解けば、酸化ヘモグロビンＯ2 Ｈb 、還元ヘモグロビンＲＨb 、一酸化炭素ヘモグロビンＣＯＨb の濃度比を求めることができる。 In the above formula, RHb is the concentration ratio of reduced hemoglobin, O2 Hb is the concentration ratio of oxyhemoglobin, and COHb is the concentration ratio of carbon monoxide hemoglobin. Eoi (i = 1,2,3) is the extinction coefficient of oxidized hemoglobin O2 Hb, Eri (i = 1,2,3) is the extinction coefficient of reduced hemoglobin RHb, and Eci (i = 1,2,3) is monoxide Absorption coefficient of carbon hemoglobin COHb, F represents a scattering coefficient, and i = 1, 2, and 3 represent light wavelengths λ1, λ2, and λ3. In this case, since Eoi, Eri, Eci, and F are known values, Φ12 = ΔA1 / ΔA2 and Φ13 = ΔA1 / ΔA3 are measured and substituted into the above equations to solve the simultaneous equations. The concentration ratio of Hb, reduced hemoglobin RHb, and carbon monoxide hemoglobin COHb can be determined.

また、前記Φ１２とΦ３２とから、酸化ヘモグロビンＯ2 Ｈb 、還元ヘモグロビンＲＨb 、一酸化炭素ヘモグロビンＣＯＨb の濃度比を求める方法は、連立方程式の計算ではなく、予め計算によりまたは実験結果に基づいて作成されたテーブルを参照する方法であってもよい。 Further, the method for obtaining the concentration ratio of oxyhemoglobin O2 Hb, reduced hemoglobin RHb, and carbon monoxide hemoglobin COHb from Φ12 and Φ32 was not calculated by simultaneous equations, but was calculated in advance or based on experimental results. A method of referring to a table may be used.

さらに、前記一酸化炭素ヘモグロビンＣＯＨb の濃度比を求める方法として、以下のような計算方法により決定することもできる。 Furthermore, as a method for obtaining the concentration ratio of the carbon monoxide hemoglobin COHb, it can be determined by the following calculation method.

すなわち、血液は光散乱物質であるから、実際には減光度と各種の血中吸光物質濃度の間の関係を示す方程式は、非線形となるが、実用上は線形方程式として計算することも可能である。そこで、非散乱性物質においては、一般にはランバード・ベールの法則が適用され、線形方程式で表現することができるが、その方程式は次式に示す通りである。しかし、光散乱性を持つ血液には、この式をそのまま適用させることはできない。 That is, since blood is a light-scattering substance, the equation indicating the relationship between the light attenuation and the concentration of various light-absorbing substances in blood is actually nonlinear, but in practice it can also be calculated as a linear equation. is there. Therefore, Lambert-Beer's law is generally applied to non-scattering substances and can be expressed by a linear equation. The equation is as shown in the following equation. However, this formula cannot be applied as it is to blood having light scattering properties.

そこで、本発明においては、ランバード・ベールの計算式など従来の計算式を使用することなく、最も単純な計算式を作成する方法を提示する。まず、母集団を設定し、その母集団において実際に採血を行い、各種のヘモグロビンＨb 濃度を、例えばＣＯ- Ｏximeter を使用する等の精度の高い方法で測定し、同時に脈波を測定して、各減光度比Φを計算する。測定した各種のヘモグロビンＨb の値と減光度比Φを次式に代入する。 Therefore, in the present invention, a method for creating the simplest calculation formula without using a conventional calculation formula such as the calculation formula of Lambert Bale is presented. First, a population is set, blood is actually collected in the population, various hemoglobin Hb concentrations are measured by a highly accurate method such as using a CO-Oximeter, and a pulse wave is simultaneously measured. Calculate each dimming ratio Φ. The measured values of various hemoglobins Hb and the dimming ratio Φ are substituted into the following equation.

このようにして、母集団において複数の測定を行うと、前記式（数６）は測定を行った数だけ作成される。ここで、前記式（数６）では未知数がＡ12、Ｂ12、Ｃ12、Ａ13、Ｂ13、Ｃ13の６個であるから、式が６個あれば各未知数を求めることができる。そして、求めた未知数を前記式（数６）に代入すれば、測定した減光度比Φから各種のヘモグロビンＨb の濃度比を計算することができる。 In this way, when a plurality of measurements are performed on the population, the above equation (Equation 6) is created by the number of measurements. Here, since there are six unknowns A12, B12, C12, A13, B13, and C13 in the equation (Equation 6), each unknown can be obtained if there are six equations. Then, by substituting the obtained unknown into the equation (Equation 6), the concentration ratios of various hemoglobins Hb can be calculated from the measured dimming ratio Φ.

しかし、母集団を大きくして、６個以上の計算式をたてると、全ての式を満足する計数は得られなくなる。ここで、これらの計算式の関数について最適化を行い各係数を計算することにより、その母集団における最適な係数を得ることが可能になり、母集団が大きい程、計算式の普遍性が増すことになる。なお、前記関数の最適化を行う方法としては、例えばｎ個の測定を行った場合、次式に示す通りとなる。すなわち２ｎ個の式が得られる。 However, if the population is increased and six or more calculation formulas are created, a count that satisfies all formulas cannot be obtained. Here, by optimizing the functions of these formulas and calculating each coefficient, it is possible to obtain the optimum coefficient in the population. The larger the population, the greater the universality of the formula. It will be. As a method for optimizing the function, for example, when n measurements are performed, the function is as shown in the following equation. That is, 2n equations are obtained.

ここで、最適化する目的関数を、例えば前記線形式（数７）の右辺により計算された値Φ１２ciと、実測値Φ１２miとの差の２乗和として、これを最小化するという方法が、次式により可能である。 Here, a method of minimizing the objective function to be optimized as the sum of squares of the difference between the value Φ12ci calculated by the right side of the linear form (Equation 7) and the actually measured value Φ12mi is as follows. It is possible by the formula.

すなわち、前記式（数８）の目的関数であるｆを最小にする係数Ａ12、Ｂ12、Ｃ12、Ａ13、Ｂ13、Ｃ13を、最急降下法等を使用して求め、計算式を決定することができる。 That is, the coefficient A12, B12, C12, A13, B13, C13 that minimizes the objective function f in the equation (Equation 8) can be obtained using the steepest descent method and the calculation formula can be determined. .

図１において、前述した計算方法に基づき、前記ヘモグロビンＨb 濃度計算回路１６において計算された酸化ヘモグロビンＯ2 Ｈb 、還元ヘモグロビンＲＨb 、一酸化炭素ヘモグロビンＣＯＨb の濃度比に関する信号は、ヘモグロビンＨb 濃度表示手段としてのＨb 濃度表示器１７、トレンド表示手段としてのトレンド表示器１８、記憶手段としての記憶回路１９、アラーム表示手段としてのアラーム回路２０に送出される。この場合、前記Ｈb 濃度表示器１７においては、図２〜図５にそれぞれ示すように、動脈血酸素飽和度（ＳｐＯ2 ）と一酸化炭素ヘモグロビンＣＯＨb 濃度の表示を行う。 In FIG. 1, a signal relating to the concentration ratio of oxygenated hemoglobin O2 Hb, reduced hemoglobin RHb, and carbon monoxide hemoglobin COHb calculated in the hemoglobin Hb concentration calculation circuit 16 based on the calculation method described above is used as hemoglobin Hb concentration display means. It is sent to the Hb concentration indicator 17, the trend indicator 18 as the trend display means, the storage circuit 19 as the storage means, and the alarm circuit 20 as the alarm display means. In this case, the Hb concentration indicator 17 displays the arterial blood oxygen saturation (SpO2) and the carbon monoxide hemoglobin COHb concentration, as shown in FIGS.

図２は、前記Ｈb 濃度表示器１７の一構成例を示すものである。図２に示す構成例においては、ファンクショナル（Functional）酸素飽和度からなるＳｐＯ2 〔％〕＝Ｏ2 Ｈb ／（Ｏ2 Ｈb ＋ＲＨb ）〔％〕またはフラクショナル（Fractional）酸素飽和度からなるＳｐＯ2 〔％〕＝Ｏ2 Ｈb ／（Ｏ2 Ｈb ＋ＲＨb ＋ＣＯＨb ）〔％〕を、Functional／Fractional表示選択切換回路２３（図１参照）によって、それぞれ選択された方法で表示する。すなわち、この場合、ＳｐＯ2 〔％〕の数値表示部３０と、ＣＯＨb 濃度〔％〕の数値表示部３１とが設けられ、前記ＳｐＯ2 〔％〕の数値表示部３０に対しては、前記ファンクショナル（Functional）またはフラクショナル（Fractional）の選択を行うための切換え操作とその表示をそれぞれ行うFunctional選択切換スイッチ／選択状態表示部３４とFractional選択切換スイッチ／選択状態表示部３５とが設けられている。 FIG. 2 shows an example of the configuration of the Hb concentration indicator 17. In the configuration example shown in FIG. 2, SpO2 [%] consisting of functional oxygen saturation = O2 Hb / (O2 Hb + RHb) [%] or SpO2 [%] consisting of fractional oxygen saturation =% O2 Hb / (O2 Hb + RHb + COHb) [%] is displayed by the Functional / Fractional display selection switching circuit 23 (see FIG. 1) in a method selected respectively. That is, in this case, a numerical display unit 30 for SpO2 [%] and a numerical display unit 31 for COHb concentration [%] are provided. For the numerical display unit 30 for SpO2 [%], the functional ( A functional selection changeover switch / selection state display unit 34 and a fractional selection changeover switch / selection state display unit 35 for performing a switching operation and selection for selecting a function or a fractional selection are provided.

また、前記ＳｐＯ2 〔％〕の数値表示部３０に表示される数値は、３波長により得られた値か、または従来通りの赤と近赤外の２波長から計算した値のいずれかを、３波長／２波長計算表示選択切換回路２４（図１参照）によって、それぞれ選択された方法で表示することができる。そして、この場合の選択された表示をＣＯＨb 測定ボタン３６によって行うように構成されている。なお、このＣＯＨb 測定ボタン３６は、オン操作することにより、３波長で一酸化炭素ヘモグロビンを含めて各種のヘモグロビンの濃度を計測することができると共に、オフ操作することにより、２波長で従来より行われてきた方式により酸素飽和度（ＳｐＯ2 ）を計測することができるように設定されている。 The numerical value displayed on the numerical display unit 30 of SpO2 [%] is either a value obtained from three wavelengths or a value calculated from two conventional wavelengths of red and near infrared. The wavelength / 2 wavelength calculation display selection switching circuit 24 (see FIG. 1) can be displayed in a selected method. In this case, the selected display is performed by the COHb measurement button 36. The COHb measurement button 36 can be turned on to measure the concentration of various hemoglobins including carbon monoxide hemoglobin at three wavelengths, and can be turned off at two wavelengths. It has been set so that the oxygen saturation (SpO2) can be measured by the conventional method.

図３は、前記Ｈb 濃度表示器１７の別の構成例を示すものである。図３に示す構成例においては、フラクショナルＳｐＯ2 〔％〕を数値表示部３０で表示すると共に、ＣＯＨb 濃度〔％〕を３段階の危険レベルに設定した危険レベル表示部３２により表示するように構成したものである。なお、前記危険レベルについては、２段階に設定しても有効である。その他の構成は、図２に示すものと同様であり、同一の構成要素には同一の参照符号を付し、その詳細な説明は省略する。 FIG. 3 shows another configuration example of the Hb concentration indicator 17. In the configuration example shown in FIG. 3, the fractional SpO2 [%] is displayed on the numerical value display section 30, and the COHb concentration [%] is displayed on the danger level display section 32 set at three levels of danger levels. Is. The risk level is effective even if it is set in two stages. The other configurations are the same as those shown in FIG. 2, and the same reference numerals are given to the same components, and the detailed description thereof is omitted.

図４は、前記Ｈb 濃度表示器１７のさらに別の構成例を示すものである。図４に示す構成例においては、ＣＯＨb 濃度〔％〕について、前記図３に示す危険レベルの設定を数値表示した危険レベル表示部３３により表示するように構成したものである。その他の構成は、図２に示すものと同様であり、同一の構成要素には同一の参照符号を付し、その詳細な説明は省略する。 FIG. 4 shows still another configuration example of the Hb concentration indicator 17. In the configuration example shown in FIG. 4, the COHb concentration [%] is configured to be displayed by the danger level display unit 33 that numerically displays the danger level setting shown in FIG. The other configurations are the same as those shown in FIG. 2, and the same reference numerals are given to the same components, and the detailed description thereof is omitted.

図５の（ａ）、（ｂ）は、前記Ｈb 濃度表示器１７のさらに別の表示を行う構成例を示すものである。図５の（ａ）に示す構成例においては、横軸に一酸化炭素ヘモグロビン濃度、縦軸にフラクショナル酸素飽和度（酸化ヘモグロビン濃度）、そして傾斜軸に還元ヘモグロビン濃度を示す。この表示方式によれば、これら３種の濃度を、同時に視覚的に把握することができる。ここで、例えば図５の（ａ）のＡ点は、一酸化炭素ヘモグロビン濃度１０％、フラクショナル酸素飽和度（酸化ヘモグロビン濃度）８５％、還元ヘモグロビン濃度５％を示す。また、他の表示を行う構成例として、図５の（ｂ）を示す。この場合、横軸に一酸化炭素ヘモグロビン濃度、縦軸に還元ヘモグロビン濃度、そして傾斜軸にフラクショナル酸素飽和度（酸化ヘモグロビン濃度）を示すものであるが、これによっても
２次元座標によって３種の濃度を、同時に視覚的に把握することができる。 FIGS. 5A and 5B show a configuration example in which still another display of the Hb concentration indicator 17 is performed. In the configuration example shown in FIG. 5A, the horizontal axis represents the carbon monoxide hemoglobin concentration, the vertical axis represents the fractional oxygen saturation (oxygenated hemoglobin concentration), and the tilted axis represents the reduced hemoglobin concentration. According to this display method, these three types of densities can be visually grasped simultaneously. Here, for example, point A in FIG. 5A indicates a carbon monoxide hemoglobin concentration of 10%, a fractional oxygen saturation (oxygenated hemoglobin concentration) of 85%, and a reduced hemoglobin concentration of 5%. FIG. 5B shows a configuration example for performing other display. In this case, the horizontal axis indicates the carbon monoxide hemoglobin concentration, the vertical axis indicates the reduced hemoglobin concentration, and the tilt axis indicates the fractional oxygen saturation (oxygenated hemoglobin concentration). Can be grasped visually at the same time.

一方、図１において、アラーム回路２０は、アラーム設定回路２５により設定された値より、一酸化炭素ヘモグロビンＣＯＨb 濃度が高くなると、光、音あるいはメッセージ等によるアラームを発生する。なお、光の表示は、アラームランプの点灯、ＣＯＨb 濃度の危険レベル表示ランプの点滅、ＣＯＨb 濃度〔％〕表示の点滅等により表示することができる。また、音の表示は、ＣＯＨb の存在をアラーム音として表示することができる。この場合、ＣＯＨb 濃度に応じて音量を変化させるとか、音程を変えるという方法で、濃度を知らせることが可能である。可変する音量や音程は、濃度に応じた連続的な表現または危険レベルに応じた離散的な表現とすることができる。その他、脈波の同期音をＣＯＨb 濃度に応じて変えることができる。この場合、ＣＯＨb の存在によって音質を変えたり、発音の持続時間を変える等の方法を採用することができる。なお、図１において、参照符号２６は記憶回路１９をクロック動作させるための時計回路を示す。 On the other hand, in FIG. 1, when the concentration of carbon monoxide hemoglobin COHb becomes higher than the value set by the alarm setting circuit 25, the alarm circuit 20 generates an alarm due to light, sound or a message. The light can be displayed by turning on an alarm lamp, blinking a COHb concentration danger level display lamp, blinking a COHb concentration [%] display, or the like. The sound can be displayed as an alarm sound indicating the presence of COHb. In this case, it is possible to notify the concentration by changing the volume according to the COHb concentration or changing the pitch. The variable volume or pitch can be expressed continuously according to the concentration or discretely according to the danger level. In addition, the synchronized pulse wave can be changed according to the COHb concentration. In this case, it is possible to adopt a method such as changing the sound quality depending on the presence of COHb or changing the duration of sound generation. In FIG. 1, reference numeral 26 indicates a clock circuit for clocking the memory circuit 19.

図６の（ａ）、（ｂ）は、ＳｐＯ2 〔％〕とＣＯＨb 濃度〔％〕を、液晶表示器等にトレンド表示するトレンド表示器１８の表示構成例を示すものである。この場合、例えば、急性一酸化炭素中毒患者等に対し、患者の処置に関するイベント情報として、酸素吸入、病院到着、採血・校正、人工呼吸開始、麻酔導入開始等のイベントを生じた際には、イベント入力回路２１（図１参照）によりイベント入力を行うことにより、入力されたイベント情報は、トレンド表示器１８の画面上に表示されるように構成されている。そして、前述したように各減光度比ΦおよびＨb 濃度計算回路１６で計算された酸化ヘモグロビンＯ2 Ｈb 、還元ヘモグロビンＲＨb 、一酸化炭素ヘモグロビンＣＯＨb の濃度比と前記イベント情報は、記憶回路１９に送出されて記憶される。このようにして、記憶回路１９に記憶されたデータは、電源を遮断されても保持され、前記トレンド表示器１８に再生表示させることができる。 6A and 6B show examples of the display configuration of the trend display 18 that displays SpO2 [%] and COHb concentration [%] on a liquid crystal display or the like. In this case, for example, when an event such as oxygen inhalation, arrival at the hospital, blood collection / calibration, start of artificial respiration, start of anesthesia introduction, etc. occurs as event information related to the patient's treatment for acute carbon monoxide poisoning patients, etc. By inputting an event using the event input circuit 21 (see FIG. 1), the input event information is displayed on the screen of the trend display 18. Then, as described above, the concentration ratios of oxyhemoglobin O2 Hb, reduced hemoglobin RHb, and carbon monoxide hemoglobin COHb calculated by each dimming ratio Φ and Hb concentration calculation circuit 16 and the event information are sent to the storage circuit 19. Is remembered. In this way, the data stored in the storage circuit 19 is retained even when the power is shut off, and can be reproduced and displayed on the trend display 18.

なお、例えば図６の（ａ）に示すように、各ヘモグロビン濃度のトレンドは、ファンクショナル、フラクショナル酸素飽和度（ＳｐＯ2 ）のいずれの濃度もトレンド表示させることができる。また、図６の（ｂ）に示すように、酸化ヘモグロビンＯ2 Ｈb 、還元ヘモグロビンＲＨb 、一酸化炭素ヘモグロビンＣＯＨb の各濃度について、全体を１００％として前記各濃度の比率を、前記イベント情報と共にトレンド表示させることができる。そして、前記記憶回路１９に記憶されたデータは、外部インタフェースを介して、パソコン等の外部機器にデータを送信することもできるように構成されている（図１参照）。 For example, as shown in FIG. 6A, the trend of each hemoglobin concentration can be displayed as a trend for both the functional and fractional oxygen saturation (SpO2) concentrations. Further, as shown in FIG. 6B, for each concentration of oxygenated hemoglobin O2 Hb, reduced hemoglobin RHb, and carbon monoxide hemoglobin COHb, the ratio of each concentration is displayed together with the event information as a trend display. Can be made. The data stored in the storage circuit 19 can be transmitted to an external device such as a personal computer via an external interface (see FIG. 1).

図１に示す装置構成においては、採血法により測定した血中吸光物質濃度を入力する校正値入力回路２２が設けられている。この校正値入力回路２２に入力されたデータは、Ｈb 濃度計算回路１６に送出される。そして、Ｈb 濃度計算回路１６では、入力された値に基づき、酸化ヘモグロビンＯ2 Ｈb 、還元ヘモグロビンＲＨb 、一酸化炭素ヘモグロビンＣＯＨb の校正計算を行う。この校正計算は次のように行うことができる。 The apparatus configuration shown in FIG. 1 is provided with a calibration value input circuit 22 for inputting the blood light-absorbing substance concentration measured by the blood sampling method. The data input to the calibration value input circuit 22 is sent to the Hb concentration calculation circuit 16. The Hb concentration calculation circuit 16 performs calibration calculation of oxyhemoglobin O2 Hb, deoxyhemoglobin RHb, and carbon monoxide hemoglobin COHb based on the input values. This calibration calculation can be performed as follows.

まず、血液の脈動に伴って発生する生体組織の脈動による減光度変化を考慮した場合、前記減光度の比Φは次式で示される（特開平８−３２２８２２号公報参照）。 First, in consideration of a change in light attenuation due to pulsation of a living tissue that occurs with blood pulsation, the ratio Φ of the light attenuation is expressed by the following equation (see Japanese Patent Application Laid-Open No. 8-322822).

ここで、ＥＸは、生体組織の脈動により発生する減光を示す項であり、未知数である。 Here, EX is a term indicating dimming caused by the pulsation of biological tissue, and is an unknown number.

このようにして、採血して測定した値を前記式に代入することにより、未知数ＥＸを決定することが可能となる。以後、この決定した未知数ＥＸの入った連立方程式を使用することにより、生体組織の脈動を考慮した精度の高い測定結果を得ることが可能となる。また、校正値入力以前の記憶回路１９に記憶された各減光度比Φあるいは各ヘモグロビン濃度比のデータを採血して測定した血中吸光物質濃度値を用いて再計算し、遡及的に精度の高い測定各課を得ることもできる。 In this way, the unknown value EX can be determined by substituting the value measured after blood collection into the above equation. Thereafter, by using the simultaneous equations including the determined unknown number EX, it is possible to obtain a highly accurate measurement result considering the pulsation of the living tissue. Further, the data of each attenuation ratio Φ or each hemoglobin concentration ratio stored in the storage circuit 19 before the calibration value input is re-calculated using the blood light-absorbing substance concentration value measured by collecting blood and retrospectively accurate. You can also get high measurement each section.

また、別の校正例としては、メトヘモグロビンやビリルビン等、他の血中吸光物質による誤差を校正する場合である。すなわち、メトヘモグロビンＭetＨb を考慮した際の計算式は次式の通りである。 Another calibration example is a case of calibrating an error due to another light absorbing substance in blood such as methemoglobin or bilirubin. That is, the calculation formula when considering methemoglobin MetHb is as follows.

ここで、測定したＯ2 Ｈb 、ＲＨb 、ＣＯＨb 、ＭetＨb を前記式に代入すると、未知数ＥＸを求めることができる。そして、求めた未知数ＥＸと採血法により測定した前記ＭetＨb を前記式に代入し、以後未知数ＥＸとＭetＨb が一定であると仮定して、連立方程式を解くことによって、Ｏ2 Ｈb 、ＲＨb 、ＣＯＨb の濃度比を求めることができる。なお、前記式中には、ビリルビンの項を設けて、採血法により測定したビリルビン値を代入して計算することも可能であり、その他の血中吸光物質を適用することも可能である。 Here, when the measured O2 Hb, RHb, COHb, and MetHb are substituted into the above equation, the unknown EX can be obtained. Then, by substituting the obtained unknown EX and the MetHb measured by the blood sampling method into the above equation, and assuming that the unknown EX and MetHb are constant thereafter, solving the simultaneous equations, the concentrations of O2 Hb, RHb and COHb The ratio can be determined. In the above formula, it is possible to calculate by substituting a bilirubin value measured by a blood collection method by providing a bilirubin term, and other blood light-absorbing substances can also be applied.

以上、本発明の好適な実施例について説明したが、本発明は前記実施例に限定されることなく、本発明の精神を逸脱しない範囲内において多くの設計変更をすることができる。 The preferred embodiments of the present invention have been described above, but the present invention is not limited to the above-described embodiments, and many design changes can be made without departing from the spirit of the present invention.

本発明に係るヘモグロビン濃度測定装置の一実施例を示す装置構成の概略ブック系統説明図である。It is a schematic book system explanatory drawing of the apparatus structure which shows one Example of the hemoglobin concentration measuring apparatus which concerns on this invention. 図１に示すヘモグロビンＨb 濃度表示器の一構成例を示す説明図である。It is explanatory drawing which shows the example of 1 structure of the hemoglobin Hb density | concentration indicator shown in FIG. 図１に示すヘモグロビンＨb 濃度表示器の別の構成例を示す説明図である。It is explanatory drawing which shows another structural example of the hemoglobin Hb density | concentration indicator shown in FIG. 図１に示すヘモグロビンＨb 濃度表示器のさらに別の構成例を示す説明図である。It is explanatory drawing which shows another structural example of the hemoglobin Hb density | concentration indicator shown in FIG. （ａ）、（ｂ）は図１に示すヘモグロビンＨb 濃度表示器のさらに別の表示を行うそれぞれ異なる構成例を示す説明図である。(A), (b) is explanatory drawing which shows each different structural example which performs another display of the hemoglobin Hb density | concentration indicator shown in FIG. （ａ）、（ｂ）は図１に示すトレンド表示器のそれぞれ異なる表示を行う構成例を示す説明図である。(A), (b) is explanatory drawing which shows the example of a structure which performs each different display of the trend indicator shown in FIG. 本発明に係るヘモグロビン濃度測定装置に適用する光波長における２つの減光度比Φ１２とΦ１３との関係を示す特性線図である。It is a characteristic diagram which shows the relationship between two attenuation ratios (PHI) 12 and (PHI) 13 in the light wavelength applied to the hemoglobin concentration measuring apparatus which concerns on this invention. 近赤外の８０５ｎｍの第３波長を設定した場合のヘモグロビン濃度測定装置における２つの減光度比Φ１２とΦ１３との関係を示す特性線図である。It is a characteristic diagram which shows the relationship between two attenuation ratio (PHI) 12 and (PHI) 13 in the hemoglobin concentration measuring apparatus at the time of setting the near infrared 805 nm 3rd wavelength. （ａ）および（ｂ）は、それぞれ血液層と共に脈動する純組織層の脈動の様子を模式的に示す説明図である。(A) And (b) is explanatory drawing which shows typically the mode of the pulsation of the pure tissue layer which pulsates with a blood layer, respectively. 本発明に適用する光波長の吸光係数との関係を示す特性曲線図である。It is a characteristic curve figure which shows the relationship with the light absorption coefficient of the light wavelength applied to this invention.

符号の説明Explanation of symbols

１、２、３発光素子
４駆動回路
５生体組織
６受光素子
７増幅器
８マルチプレクタ
９、１０、１１フィルタ
１２Ａ／Ｄ変換器
１３タイミング制御回路
１４対数計算回路
１５ Φ計算回路
１６Ｈb 濃度計算回路
１７Ｈb 濃度表示器
１８トレンド表示器
１９記憶回路
２０アラーム回路
２１イベント入力回路
２２校正値入力回路
２３ Functional／Fractional表示選択切換回路
２４２波長／３波長計算表示選択切換回路
２５アラーム設定回路
２６時計回路
３０ＳｐＯ2 〔％〕の数値表示部
３１ＣＯＨb 濃度〔％〕の数値表示部
３２、３３ＣＯＨb 濃度〔％〕の危険レベル表示部
３４ Functional選択切換スイッチ／選択状態表示部
３５ Fractional選択切換スイッチ／選択状態表示部
３６ＣＯＨb 測定ボタン 1, 2, 3 Light emitting element 4 Drive circuit 5 Biological tissue 6 Light receiving element 7 Amplifier 8 Multiplexer 9, 10, 11 Filter 12 A / D converter 13 Timing control circuit 14 Logarithmic calculation circuit 15 Φ calculation circuit 16 Hb concentration calculation circuit 17 Hb concentration display 18 trend display 19 storage circuit 20 alarm circuit 21 event input circuit 22 calibration value input circuit 23 Functional / Fractional display selection switching circuit 24 2-wavelength / 3-wavelength calculation display selection switching circuit 25 alarm setting circuit 26 clock circuit 30 SpO2 [%] numerical display 31 COHb concentration [%] numerical display 32, 33 COHb concentration [%] danger level display 34 Functional selection switch / selection status display 35 Fractional selection switch / selection Display 36 COHb measurement button

Claims

異なる複数の光波長を発する光源と、
前記光源から発せられ生体組織を透過または反射した光を受光する受光手段と、
血液の脈動に起因して前記受光手段からの各波長における受光出力信号の変動に基づいて、各波長間における減光度比Φを演算する減光度比演算手段と、
前記減光度比演算手段からの出力に基づいて少なくとも酸化ヘモグロビン、還元ヘモグロビンおよび一酸化炭素ヘモグロビンの濃度比を演算する濃度比演算手段と、
一酸化炭素ヘモグロビンの濃度比を演算することを指示する選択手段とを具備し、
前記選択手段が一酸化炭素ヘモグロビンの濃度比を演算することを指示していない状態においては、前記濃度比演算手段は、前記光源により発せられた少なくとも異なる２波長の光が生体組織を透過または反射した光を前記受光手段により受光することにより出力された受光出力信号の変動に基づいて、酸化ヘモグロビンおよび還元ヘモグロビンの濃度比を演算し、
前記選択手段が一酸化炭素ヘモグロビンの濃度比を演算することを指示している状態においては、前記濃度比演算手段は、前記光源により発せられた少なくとも異なる３波長の光が生体組織を透過または反射した光を前記受光手段により受光することにより出力された受光出力信号の変動に基づいて、酸化ヘモグロビン、還元ヘモグロビンおよび一酸化炭素ヘモグロビンの濃度比を演算することを特徴とするヘモグロビン濃度測定装置。 A light source emitting a plurality of different light wavelengths;
A light receiving means for receiving light emitted from the light source and transmitted or reflected through the living tissue;
A light intensity ratio calculating means for calculating a light intensity ratio Φ between each wavelength based on fluctuations in the light reception output signal at each wavelength from the light receiving means due to blood pulsation;
Concentration ratio calculating means for calculating a concentration ratio of at least oxygenated hemoglobin, reduced hemoglobin and carbon monoxide hemoglobin based on an output from the dimming ratio calculating means;
Selecting means for instructing to calculate the concentration ratio of carbon monoxide hemoglobin,
In a state where the selection means does not instruct to calculate the concentration ratio of carbon monoxide hemoglobin, the concentration ratio calculation means transmits or reflects light of at least two different wavelengths emitted from the light source through living tissue. Based on the fluctuation of the received light output signal output by receiving the received light by the light receiving means, the concentration ratio of oxyhemoglobin and reduced hemoglobin is calculated,
In a state where the selection means instructs to calculate the concentration ratio of carbon monoxide hemoglobin, the concentration ratio calculation means transmits or reflects light of at least three different wavelengths emitted from the light source through living tissue. A hemoglobin concentration measuring apparatus that calculates a concentration ratio of oxyhemoglobin, reduced hemoglobin, and carbon monoxide hemoglobin based on fluctuations in a received light output signal that is output by receiving the received light by the light receiving means.

請求項１に記載のヘモグロビン濃度測定装置であって、
患者の処置に関するイベント情報の際にイベント入力するためのイベント入力手段と、前記イベント入力手段に入力された時刻およびイベント情報と、前記濃度比演算手段の演算結果を記憶する記憶手段とを、
具備することを特徴とするヘモグロビン濃度測定装置。 The hemoglobin concentration measuring device according to claim 1,
Event input means for inputting an event at the time of event information relating to patient treatment, time and event information input to the event input means, and storage means for storing the calculation result of the concentration ratio calculation means,
A hemoglobin concentration measuring apparatus comprising:

さらに、前記演算結果をトレンド表示し、前記記憶手段により記憶されたイベント情報をその前記時刻に合わせて前記トレンド表示に表示する表示手段を具備することを特徴とする請求項２記載のヘモグロビン濃度測定装置。 The hemoglobin concentration measurement according to claim 2, further comprising display means for displaying the calculation result as a trend and displaying the event information stored in the storage means on the trend display according to the time. apparatus.

さらに、前記記憶手段に記憶されたイベント情報、時刻および前記演算結果を外部装置に送信するためのインタフェースを具備することを特徴とする請求項２記載のヘモグロビン濃度測定装置。 The hemoglobin concentration measuring apparatus according to claim 2, further comprising an interface for transmitting event information, time, and the calculation result stored in the storage unit to an external device.

請求項１に記載のヘモグロビン濃度測定装置であって、
酸化ヘモグロビン、還元ヘモグロビンおよび一酸化炭素ヘモグロビンについて２次元座標に目盛りする方式により計測したヘモグロビン値を表示する表示手段を有することを特徴とするヘモグロビン濃度測定装置。 The hemoglobin concentration measuring device according to claim 1,
An apparatus for measuring hemoglobin concentration, comprising display means for displaying a hemoglobin value measured by a method of calibrating two-dimensional coordinates for oxyhemoglobin, reduced hemoglobin and carbon monoxide hemoglobin.

請求項１記載のヘモグロビン濃度測定装置であって、
前記濃度比演算手段の演算結果をトレンド表示する表示手段を具備することを特徴とするヘモグロビン濃度測定装置。 The hemoglobin concentration measuring device according to claim 1,
A hemoglobin concentration measuring apparatus comprising display means for displaying trend results of the concentration ratio calculating means.