JPH0616774B2 - Oxygen saturation measuring device - Google Patents

Description

【発明の詳細な説明】Detailed Description of the Invention 【産業上の利用分野】[Industrial applications]

本発明は血液中に光を照射して、その反射光強度により
血液中の酸素飽和度を測定する酸素飽和度測定装置に関
するものである。The present invention relates to an oxygen saturation measuring device that irradiates blood into light and measures the oxygen saturation in blood by the intensity of reflected light.

【従来の技術】[Prior art]

近年、心臓カラーテル等に光フアイバを組込み、このフ
アイバを通して血液中に光を照射し、血液中のヘモグロ
ビンの吸光特性を利用して、混合静脈血の酸素飽和度
（ＳｖＯ２）をモニタできるシステムが開発されてきて
いる。このような混合静脈血酸素飽和度のモニタは、開
心術後の患者等で循環動態急変時の警報としての役割の
他、薬物の投与等のように、生体に対するある種の負荷
に対する反応を検査するのに有用であろうと考えられて
いる。このような酸素飽和度を算出するとき問題となる
のは、酸素飽和度以外に反射光強度を変化させる要因が
多く存在するため、この酸素飽和度の測定精度を上げる
ためには、それらの影響を少なく抑える必要がある。こ
の反射光強度の変動の要因としては、計測系によつても
発生するが、生体系に由来する変動が重要である。 血液を連続的にモニタするためには全血のまま測定する
ことが必要であるが、ヘモグロビンの吸光特性に加え赤
血球の光散乱を考慮しなければならないので、理論的に
酸素飽和度を求めるのは不可能である。そこで、本モニ
タシステムでは、まず血液に２種類の特定波長の光を照
射し、血液から後方散乱光（反射光）を検出する。ここ
で特定波長とは、酸素化ヘモグロビンと還元ヘモグロビ
ンの吸光計数が等しい波長（８０５ｎｍ：等吸光波長）
と、両者の吸光計数の差が大きい波長（６６０ｎｍ）で
ある。従つて、等吸光波長である８０５ｎｍの反射光強
度信号は酸素飽和度には殆ど依存せず、また６６０ｎｍ
の反射光強度信号はヘモグロビンの酸素飽和度により大
きく変化するので、この２つの信号の比較から酸素飽和
度を算出している。In recent years, a system has been developed that incorporates an optical fiber into a cardiac colorator, etc., irradiates light into the blood through this fiber, and uses the absorption characteristics of hemoglobin in the blood to monitor the oxygen saturation (SvO2) of mixed venous blood. Has been done. Such a mixed venous oxygen saturation monitor not only plays a role as an alarm when there is a sudden change in circulatory dynamics in patients after open heart surgery, but also tests the response to a certain load on the living body such as drug administration. It is believed to be useful to The problem when calculating such oxygen saturation is that there are many factors that change the reflected light intensity in addition to oxygen saturation. Need to be kept low. The fluctuation of the reflected light intensity is caused by the measurement system, but the fluctuation derived from the biological system is important. In order to continuously monitor blood, it is necessary to measure whole blood as it is, but since the light scattering of red blood cells must be taken into consideration in addition to the light absorption characteristics of hemoglobin, the oxygen saturation can be theoretically calculated. Is impossible. Therefore, in this monitor system, first, blood is irradiated with light of two types of specific wavelengths, and backscattered light (reflected light) is detected from blood. Here, the specific wavelength is a wavelength at which the absorption coefficients of oxygenated hemoglobin and reduced hemoglobin are equal (805 nm: equal absorption wavelength).
And a wavelength (660 nm) having a large difference in absorption coefficient between the two. Therefore, the reflected light intensity signal at 805 nm, which is the isosbestic wavelength, hardly depends on the oxygen saturation, and is 660 nm.
Since the reflected light intensity signal of 1 changes greatly depending on the oxygen saturation of hemoglobin, the oxygen saturation is calculated from the comparison of these two signals.

【発明が解決しようとする課題】[Problems to be Solved by the Invention]

最初の連続モニタのための処理方法は、１９６０年にPo
lanyl 等により報告された次式で示される処理である。 ここで、Ａ及びＢは定数である。 この処理では、２波長の反射光強度の比を計算している
ので、血液の流速の変化や血球の大きさ等による影響は
かなり相殺である。しかし、ヘマトクリツト値は、２波
長の反射光強度に異なる影響を与えるので、それらの比
をとつても相殺されない。従つて、この処理では充分な
精度は期待できない。 そこで、ヘマトクリット値の補正のために次式を用い
る。 これら補正項１，２は実験から最もヘマトクリツト値の
影響を軽減するように決められる定数値である。また、
Ａ′及びＢ′も定数である。 この処理方法は、体外循環等で血液回路に固定したセン
サプログラム部を用いたモニタにおいて有効である。し
かし、混合静脈酸素飽和度モニタは、通常、熱希釈法
（所謂、Swan-Ganz 法）のような心拍出量を測定するカ
テーテルに機能付加された形で使用される。即ち、カテ
ーテルに光フアイバを組み入れ、それが肺動脈に留置し
た状態で測定されるため、このような補正だけでは不十
分であつた。 本発明は上記従来例に鑑みてなされたもので、血液中に
おける反射光強度の種々の変動要因に影響されることな
く精度良く血液の酸素飽和度を測定できる酸素飽和度測
定装置を提供することを目的とする。The first processing method for continuous monitoring was the Po in 1960.
This is the process shown by the following equation reported by lanyl et al. Here, A and B are constants. In this process, since the ratio of the reflected light intensities of the two wavelengths is calculated, the influence of the change in the flow velocity of blood, the size of blood cells, etc. is quite offset. However, the hematocrit value has different influences on the reflected light intensities of the two wavelengths, and therefore their ratios are not offset. Therefore, this process cannot be expected to have sufficient accuracy. Therefore, the following formula is used to correct the hematocrit value. These correction terms 1 and 2 are constant values determined from experiments to minimize the influence of hematocrit value. Also,
A'and B'are also constants. This processing method is effective in a monitor using a sensor program unit fixed to the blood circuit by extracorporeal circulation or the like. However, the mixed venous oxygen saturation monitor is usually used in a form added to a catheter for measuring cardiac output, such as a thermodilution method (so-called Swan-Ganz method). That is, since the optical fiber was incorporated into the catheter and the optical fiber was measured while it was placed in the pulmonary artery, such a correction was not sufficient. The present invention has been made in view of the above conventional example, and provides an oxygen saturation measuring device capable of accurately measuring the oxygen saturation of blood without being affected by various fluctuation factors of the reflected light intensity in blood. With the goal.

【課題を解決するため手段】[Means for Solving the Problems]

上記目的を達成するために、本発明の酸素飽和度測定装
置は以下の様な構成からなる。即ち、 それぞれが異なる第１と第２の波長の光を血液中に照射
する照射手段と、前記第２の波長の光の反射光強度を第
１の周期でサンプリングして、その平均値を算出する第
１の算出手段と、前記第１と第２の波長の光の反射光強
度を前記第１の周期よりも長い第２の周期でサンプリン
グし、各平均値を算出する第２の算出手段と、前記第１
の算出手段により算出された前記第２の波長の光の反射
光強度の平均値より基準値を決定する基準値決定手段
と、前記第２の算出手段により算出された前記第１と第
２の波長の光の反射光強度の比と、前記基準値より前記
血液の酸素飽和度を算出する酸素飽和度算出手段とを有
する。 また、前記第２の算出手段により算出された前記第２の
波長の光の反射光強度の平均値の微分値を求める微分手
段と、前記第１と第２の算出手段により算出された平均
値のそれぞれと、前記微分値より前記基準値を更新する
かどうかを判定する判定手段とを更に備えることが好ま
しい。 また、前記第１の波長は６６０ｎｍであり、前記第２の
波長は８０５ｎｍであることが好ましい。In order to achieve the above object, the oxygen saturation measuring device of the present invention has the following constitution. That is, the irradiation means for irradiating blood with respectively different first and second wavelengths of light, and the reflected light intensity of the light of the second wavelength are sampled in the first cycle, and the average value is calculated. And second calculating means for sampling the reflected light intensities of the light of the first and second wavelengths in a second cycle longer than the first cycle and calculating each average value. And the first
Reference value determining means for determining a reference value from the average value of the reflected light intensities of the light of the second wavelength calculated by the calculating means, and the first and second calculation values calculated by the second calculating means. It has an oxygen saturation calculating means for calculating the oxygen saturation of the blood from the ratio of the reflected light intensities of light of the wavelengths and the reference value. Further, a differentiating means for obtaining a differential value of an average value of reflected light intensities of the light of the second wavelength calculated by the second calculating means, and an average value calculated by the first and second calculating means. And determination means for determining whether to update the reference value based on the differential value. Further, it is preferable that the first wavelength is 660 nm and the second wavelength is 805 nm.

【作用】[Action]

以上の構成において、それぞれが異なる第１と第２の波
長の光を血液中に照射し、第２の波長の光の反射光強度
を第１の周期でサンプリングして、その平均値を算出す
る。さらに、第１と第２の波長の光の反射光強度を、第
１の周期よりも長い第２の周期でサンプリングし、各平
均値を算出する。この算出された第２の波長の光の反射
光強度の平均値より基準値を決定し、第１と第２の波長
の光の反射光強度の比と、その基準値よりも血液の酸素
飽和度を算出するように動作する。In the above configuration, blood having different first and second wavelengths is irradiated into the blood, and the reflected light intensity of the light having the second wavelength is sampled in the first cycle to calculate the average value. . Further, the reflected light intensities of the light of the first and second wavelengths are sampled in the second cycle which is longer than the first cycle, and each average value is calculated. A reference value is determined from the calculated average value of the reflected light intensities of the light of the second wavelength, and the ratio of the reflected light intensities of the light of the first and second wavelengths and the oxygen saturation of blood than the reference value are determined. Operates to calculate degrees.

【実施例】【Example】

以下、添付図面を参照して本発明の好適な実施例を詳細
に説明する。 ［酸素飽和度測定装置の説明 （第１図）］ 第１図は実施例の酸素飽和度測定装置１０の概略構成を
示すブロック図である。 図において、１１は肺動脈等に留置され血液中での光の
反射光強度を測定するためのカテーテル・プローブであ
る。１２はパルスタイミング回路で、ＬＥＤ駆動回路１
３にＬＥＤ１４（１４１と１４２）の駆動タイミング信
号を出力するとともに、各ＬＥＤより発光される波長の
異なる光よりの反射光強度をサンプリングするためのタ
イミング信号をサンプル・ホールド回路１８に出力して
いる。１３はＬＥＤ駆動回路で、パルスタイミング回路
１２よりのタイミング信号により、ＬＥＤ１４の２つの
ＬＥＤ１４１と１４２のいずれかを駆動して発光させて
いる。１４は６６０ｎｍの波長の光と８００ｎｍの波長
の光とを出力することができる発光ダイオード（ＬＥ
Ｄ）で、ここではＬＥＤ１４１（波長が660nm）とＬＥ
Ｄ１４２（波長が805nm）の２つで構成している。こう
して各ＬＥＤから発せられる波長の異なる光は、光カプ
ラで結合されて１本の光フアイバにまとめられ、プロー
ブ１１に送られる。 なお、ＬＥＤ１４を、例えば駆動電圧などを変化させる
ことによりその出力光の波長を６６０ｎｍと８０５ｎｍ
との間で変更できるＬＥＤとすると、１つのＬＥＤで代
用できる。 １５はプローブ１１と装置本体とを接続するカテーテル
等の接続部で、プローブ１１と本体とは光ケーブル２８
で接続されている。１６は光電変換部とプリアンプとが
一体化された部分で、プローブ１１よりの反射光を入力
して、その入力光の強度に対応した電気信号を出力して
いる。１７はメインアンプで、光電変換部１６よりの電
気信号を更に増幅している。サンプルホールド回路１８
は、パルスタイミング回路１２よりのタイミング信号を
入力し、そのタイミング信号に同期してメインアンプ部
１７よりのアナログ信号をサンプルホールドする。 なお、ＬＥＤ１４より発光される各波長の光は、互いに
時間的な重なりが生じないようにパルスタイミング回路
１２よりのタイミング信号で制御されているため、サン
プルホールド回路１８では各波長に対する反射光強度を
独立してホールドすることができる。こうしてサンプル
ホールドされた信号は、フイルタ回路１９によりノイズ
成分がフイルタリングされた後、制御部２０に出力され
る。 制御部２０では、フイルタ回路１９よりのアナログ信号
をＡ／Ｄコンバータ２２によりデジタル信号に変換して
ＣＰＵ回路２１に入力している。制御部２０はパルスタ
イミング回路１２よりのタイミング信号３３，３４（３
５，３６）を入力しており、これによりＡ／Ｄコンバー
タ２２より入力したデジタル信号が、いずれかのプロー
ブよりのどの波長に対する反射光強度であるかを判別す
ることができる。ここでは、例えばタイミング信号３３
は波長が６６０ｎｍの光に対する反射光強度の入力タイ
ミングを示し、タイミング信号３４は波長８０５ｎｍの
光に対する反射光強度の入力タイミングを示している。 ２１はマイクロプロセッサなどを含むＣＰＵ回路で、Ｒ
ＯＭ２４に記憶されている制御プログラムや各種データ
に従つて制御を行つている。２５はＣＰＵ回路のワーク
エリアとして使用され、各種データを一時保存するＲＡ
Ｍである。２３は操作部で、オペレータにより操作さ
れ、測定の開始や各種機能指示を入力することができ
る。２７表示部で、表示回路２６により駆動されてオペ
レータへのメツセージや測定結果などを表示する。２８
は、例えば外部出力端子を通して接続されているプリン
タなどの外部装置に測定データなどを出力するための外
部出力回路である。 ３０は電源回路で、ＡＣ１００Ｖを入力して装置で使用
する各種電源電圧を作成している。３１はスイツチング
・レギユレータなどの電源回路で、図示の如く各種直流
電圧を出力している。３２は電源ラインに設けられたラ
インフイルタで、ＡＣラインを通して入力される電源ノ
イズを減衰させている。 第２図はカテーテル等のプローブ１１を示す図で、第２
図（Ａ）はその正面図、第２図（Ｂ）はカテーテル・プ
ローブの先端部を示している。図において、２０１，２
０２は光フアイバケーブルで、一方が光照射用のフアイ
バケーブルで、他方はその光で血液中で反射されて入射
される光を取り入れるための光入射用のフアイバケーブ
ルである。このプローブ１１は、例えば肺動脈等に挿入
されて、連続的に血液の酸素飽和度が測定される。 第３図は本実施例で使用される光の波長を説明するため
の図である。 第３図で、３０１は酸素と結合していないヘモグロビン
の吸光特性を示し、３０２は酸素と結合しているヘモグ
ロビンの吸光特性を示している。そして、３０３はこれ
ら２つの吸光特性の差が最も大きくなるとき、３０４は
これら２つの特性の差が“０”になるときを示し、これ
らのそれぞれに対応する波長は、それぞれ６６０ｎｍ，
８０５ｎｍとなつている。従つて、これら２つの波長の
それぞれを血液中に照射し、その反射光を検出して、そ
の比を取ることにより、血液中の酸素飽和度を求めるこ
とができる。 ＜動作説明＞ この実施例の動作を説明する前に、反射光に含まれる血
液以外の散乱体（血管壁や心臓の弁等）による影響を除
くためのベースレベルの設定について説明する。 まず、ここでは、血液以外の散乱体による反射光強度
は、常に波長８０５ｎｍの反射光強度を上昇させるよう
に働くと仮定する。これは前述したように、８０５ｎｍ
の波長の光は血液中の酸素飽和度に依存せず、しかも血
管の壁は白色に近いので、光を反射率が相当高いと予測
されるためである。この仮定によれば、血液以外の散乱
体による影響が少なければ少ないほど８０５ｎｍの反射
光強度は減少し、その影響がなくなるとき、反射光強度
は最小になる。従つて、逐次計測していることの反射光
強度と最小値をベースレベルとして、これを基に酸素飽
和度に演算する。 この実施例の装置では、波長６６０ｎｍと波長８０５ｎ
ｍの光の反射光強度を、それぞれ２０ｍ秒毎に計測し、
それらを基に酸素飽和度を計算している。以下、波長６
６０ｎｍの光の反射光強度をｒ１，波長８０５ｎｍの光
の反射光強度をｒ２とする。 第４図（Ａ）（Ｂ）は実施例の酸素飽和度測定装置にお
ける測定処理を示すフローチヤートで、この処理を実行
する制御プログラムはＲＯＭ２４に記憶されている。 この処理は装置の電源がオンされることにより開始さ
れ、先ずステツプＳ１でＲＡＭ領域や後述するカウンタ
等をクリアしたり、各種初期設定を行い、ステツプＳ２
でプローブ１１の較正を指示するスイツチがオンされた
かをみる。較正スイツチがオンされると、計測に使用さ
れるプローブの互換性を保つために、標準反射体からの
反射光強度を計測して、それらをＣ１及びＣ２とする。
なお、これらＣ１とＣ２の値は１００ｍ秒での、２１点
の平均値である。 これにより、 Ｒ１＝ｒ１／Ｃ１ Ｒ２＝ｒ２／Ｃ２ と較正される。 次にステツプＳ３に進み、スタートスイツチがオンされ
るのを待ち、スタートスイツチがオされるとステツプＳ
４に進み、反射光強度の計測を開始する。こうしてステ
ツプＳ４で計測が開始されると第４図（Ｂ）のステツプ
Ｓ１２に進み、Ｒ１及びＲ２を２０ｍ秒毎に計測する。
ステツプＳ１３では、カウンタを＋１する。これはステ
ツプＳ１５で１６回の回数計測が行われたかをみるため
のものである。 つぎにステツプＳ１４に進み、演算パラメータとしての
Ｍ１フイルタを求める。以下、詳しくは説明する。 いま、計測時間をＴとすると、 Ｔ＝０．０２０×ｔ ＝０．３２０×ｓ となる時間計数ｓ及びｔを考える。これを第５図を参照
して説明すると、１つのマス目を１ブロツクとし、この
時間幅は３２０ｍｓである。即ち、時間計数ｔは２０ｍ
ｓ毎、時間計数ｓは３２０ｍｓ毎となる。また、“再設
定”は後述するＢ８０の設定及び際設定を示し、黒丸に
接続された線が曲がった実線のブロツクはパラメータの
算出を示し、点線が接続されている順送りを示してい
る。^１ Ｍｎは、２０ｍ秒毎に検出された反射光強度信号Ｒ２
（波長８０５ｎｍ）の５点の移動平均値で、 ここで、ｎ＝ｔ−２、正しｔ≧４である。 また、^２Ｍimは、３２０ｍ秒毎に計測された反射光強度
信号Ｒ１及びＲ２の２１点の移動平均値である。 ここで、１６ｍ＝ｔ−１６０，但し、ｔ≧３２０、また
は、ｍ＝ｓ−１０，但し、ｓ≧２０である。また、^２Ｍ
imの添字ｉ（ｉ＝１，２）は、波長６６０ｎｍ（ｉ＝
１）、８０５ｎｍ（ｉ＝２）の反射光強度に対応してい
る。 更に、この移動平均値^２Ｍimの内、^２Ｍ2mの時間変化
は、微分デジタルフイルタ手法により処理される。即
ち、 ここで、１６ｍ′＝ｔ−２２４，但しｔ≧４４８、また
は、ｍ′＝ｓ−１４，但しｓ≧２８である。 これにより、第５図を参照すると明らかなように、時間
ｔにおける測定を行うためには、１０ブロツク前と移動
平均値^２Ｍ1m，^２Ｍ2mと、１４ブロツク前の移動平均値
^２Ｍ2m微分値^２ＤＭ_m′が必要となることがわかる。こ
のため、これら各移動平均値や、その微分値は、計算さ
れる度に、その値と対応する時刻とを順次ＲＡＭ２５に
記憶する必要がある。 こうしてステツプＳ１４で、２０ｍ秒毎のＭ１に関する
平均値が算出されるとステツプＳ１５に進み、１６回Ｍ
１が計算されたか、即ち、３２０ｍ秒（１ブロツク分）
が経過したかをみる。そうでなければステツプＳ１９に
進むが、３２０ｍ秒が経過するとステツプＳ１６に進
み、Ｍ２フイルタの計算、及びＭ１ブロツク化を行う。 これは前述した３２０ｍｓ毎に移動平均値^２Ｍimと、そ
の微分値を計算するものである。 ここで、ブロツクは前述した第５図の１マスに相当して
おり、その番号はｊで示されている。ここで、Ｍ１のブ
ロツク化を行うには、^１Ｍｎを１６点算出する。この値
は、後述するように^２Ｍ2mと比較されて、判断パタメー
タMMの算出に用いられるので、第５図に示すようにブロ
ツク番号ｊ＝１０，即ち、ｔ−１７５までのデータが保
存されなければならない。 また、^２Ｍim及び^２ＤＭm′のブロツク化に際しては、
これらの添字ｍ及びｍ′と、ブロツク番号ｊとの対応関
係は、^２ ＭｉBj；ｊ＝ｓ−ｋ，ｋ＝ｍ，ｍ−１…^２ＤＭMBｊ；
ｊ＝ｓ−ｋ′，Ｋ′＝ｍ，ｍ′−１… 第５図を参照して前述したように、時間ｔにおける酸素
飽和度を算出するためには、ブロツク番号ｊ＝１４のデ
ータ^２ＭiB₁₄を用いる。これは演算パラメータの中で、
ブロツク番号ｊの最も大きい^２ＤＭm′がｊ＝１４であ
るためである。このため、ブロツクデータ^２Ｍ1Bj 及び
^２Ｍ2Bj は、ｊ＝１０〜１４（１０ブロツクから１４ブ
ロツクまで）を逐次、更新・記憶する。 次に、前述した本実施例の特徴である酸素飽和度を測定
するためのベースレベルについて説明する。 このベースレベルは、前述したブロツクデータ^２Ｍ2Bj
と、後述する判断パラメータ（MM,DM,MB）とから算出さ
れる。このベースレベルは、前述したように、血液以外
（血管の壁等）からの反射光による影響を除くためのも
ので、前述した仮定に基づいて８０５ｎｍの反射光強度
が最小になるときの、反射光強度をベースレベルとして
いる。以下、これらの判断パラメータについて説明す
る。 判断パラメータＭＭ このパラメータは、^１Ｍｎと^２Ｍ2mとの比で求められる
が、１ブロツクに対応させて示す（ここではブロツク１
０）と、 ＭＭB₁₀ ＝Max[¹Ｍ_t-175/² Ｍ2B₁₀，^１Ｍ_t-160/² Ｍ2B
₂₀] ここで、Max[X,Y]は、ＸからＹまでの絶対値の最大値で
ある。 判断パラメータＭＭは、上式の値より、 ＭＭ＝０； ABS(1-MMB₁₀ ) ≦0.14 ＭＭ＝１； ABS(1-MMB₁₀ ) ＞0.14 となる。なお、ここで０．１４は閾値である。 判断パラメータＤＭ この判断パラメータは、^２ＤＭB₁₄ （１４ブロツクの^２
Ｍ2mの微分値）の大きさにより、 ＤＭ＝０； ABS(²DMB₁₄ ) ≦0.02 ＤＭ＝１； ABS(²DMB₁₄ ) ＞0.02 となる。なお、ここで０．１４は閾値である。 判断パラメータＭＢ この判断パラメータＭＢは、^２Ｍ2B₁₄とベースレベルと
の比であるが、どちらのパラメータも酸素飽和度に依存
している。従つて、比較するためには同じ酸素飽和度の
ときの値に換算する必要があるので、ここでは酸素飽和
度８０％の時の値に換算する。そして、それらをＭ８０
及びＢ８０とすると、 ＭＢ＝０； 0.9 ≦M80/B80 ≦1.0 ＭＢ＝１； 1.1 ＜M80/B80 ≦1.1 ＭＢ＝２； 1.1 ＜M80/B80 ≦1.35 ＭＢ＝３； 0.5 ≦M80/B80 ≦0.9 ＭＢ＝４； 1.35＜M80/B80 ＜1.8 ＭＢ＝５； M80/B80 ≦0.5 ＭＢ＝６； 1.8 ＜M80/B80 となる。尚、ここで、これら各閾値は値である。ところ
で、Ｍ８０は次式で求められる。 Ｍ80＝^２2B₁₄×{1+z1 ×(0.8-0.01 ×SO₂)} となる。尚、ｚ１は定数であり、ＳＯ_２は酸素飽和度
（％）である。このＭ８０は、前述の各計測値と同様に
ブロツク化して逐次、記憶・更新する。 こうして、先ず最初のベースレベルＢが決定される。こ
れは、前述した演算パラメータ^２Ｍ2mのｍ＝１０〜１４
までの平均値から算出される。 再び、第４図のフローチヤートに戻り、１０〜１４ブロ
ツクの^２Ｍ2kが計算されて、最初のベースレベルＢが決
定されるとステツプＳ１７よりステツプＳ１８に進む
が、それまではステツプＳ１８，Ｓ１９はスキツプされ
る。ステツプＳ１８ではデータ読み込みフラグをオンに
し、ステツプＳ１９でタイマにより所定時間が経過する
のを待つ。このデータ読み込みフラグがオンされると第
４図のステツプＳ５よりステツプＳ６に進み、酸素飽和
度が計算される。 この酸素飽和度の計算に際しては、このベースレベルＢ
も酸素飽和度に依存するため、酸素飽和度が８０％のと
きのベースレベルをＢ８０とする酸素飽和度の補正が必
要になる。しかし、この段階では酸素飽和度を正規の処
理法（本実施例の特徴）を用いて算出できないため、次
式により酸素飽和度を測定する。 なお、ａｉ（ｉ＝０〜３）は定数である。 そして、これ以降の酸素飽和度の算出において、更に更
新されたベースレベル等が使用され、酸素飽和度の精度
が向上する。この式を以下に示す。 Rd=(Bd-d1)/{Bd ×（^２Ｍ1B₁₄/^２Ｍ2B₁₄） ×(1+W_R ×W_S）- d2} ここで、 Ｂｄ＝B80 ×{1+z1 ×(0.01 ×SO₂ -0.08)} Wr＝０ ；^２Ｍ2B₁₄−Bd≦０ Wr＝ｆ１×(ABS(^２Ｍ2B₁₄−Bd)/Bd) ；^２Ｍ2B₁₄−Bd＞０ W_S＝ - 0.06 100≦SO₂ W_S＝−0.005 ×SO₂ ＋0.04 ;0 ≦SO₂ ＜ 100 W_S＝ 0.04 ：０＜SO₂ 尚、これら上式におけるｂｉ，ｚ１，ｄ１，ｆ１は定数
であり、またＷ_Ｓの算出に用いた数値は仮の係数であ
る。 こうして酸素飽和度が算出されるとステツプＳ７に進
み、そのエラーがチエツクされ、ステツプＳ８でその計
算結果が表示部２７に表示される。またステツプＳ９で
は、例えば接続されているプリンタ等に出力される。 次に、このベースレベルＢ８０を更新する場合について
説明する。このベースレベルが更新される条件には、以
下の３つが考えられる。 Ｍ８０と現在のベースレベルとを比較し、２５点全て
がＢ８０より小さいときにベースレベルＢ８０を更新す
る。 なお、このＭ８０ｊはブロツク番号ｊに対応する酸素飽
和度８０％にのときの平均値である。 ブロツク番号ｊ＝１４〜３８までの判断パラメータＭ
Ｍ及びＤＭが全て“０”であり、かつ判断パラメータＭ
Ｂ（ｊ＝１４）が“０”のときにベースレベルが更新さ
れる。 Ｂ８０＝Ｍ８０ ブロツク番号ｊ＝１４〜３８までの判断パラメータＭ
Ｍ及びＤＭが全て“０”であり、かつ判断パラメータＭ
Ｂ（ｊ＝１４）が“１”の時に、ベースレベルが更新さ
れる。 Ｂ８０＝Ｂ８０＋０．５×Ｍ８０ なお、０．５は係数である。 以上説明したように本実施例によれば、ベースレベルに
よる酸素飽和度の補正を行うことにより、血液以外から
の反射光による影響を除去することができるため、酸素
飽和度が正確に測定できる効果がある。Hereinafter, preferred embodiments of the present invention will be described in detail with reference to the accompanying drawings. [Description of Oxygen Saturation Measuring Device (FIG. 1)] FIG. 1 is a block diagram showing a schematic configuration of the oxygen saturation measuring device 10 of the embodiment. In the figure, reference numeral 11 is a catheter probe that is placed in the pulmonary artery or the like to measure the reflected light intensity of light in blood. 12 is a pulse timing circuit, which is an LED drive circuit 1
3 outputs a drive timing signal for the LEDs 14 (141 and 142) and outputs a timing signal for sampling the intensity of reflected light from light emitted from each LED and having a different wavelength to the sample and hold circuit 18. . An LED drive circuit 13 drives either of the two LEDs 141 and 142 of the LED 14 to emit light by a timing signal from the pulse timing circuit 12. 14 is a light emitting diode (LE that can output light with a wavelength of 660 nm and light with a wavelength of 800 nm).
D), here LED141 (wavelength is 660nm) and LE
It consists of two D142 (wavelength is 805 nm). In this way, the lights having different wavelengths emitted from the respective LEDs are combined by the optical coupler and are combined into one optical fiber, and are sent to the probe 11. The wavelength of the output light of the LED 14 is changed to 660 nm and 805 nm by changing the driving voltage.
Assuming that the LED that can be changed between and, one LED can be substituted. Reference numeral 15 is a connecting portion such as a catheter that connects the probe 11 and the apparatus main body, and the probe 11 and the main body are connected by an optical cable
Connected by. Reference numeral 16 denotes a portion in which a photoelectric conversion unit and a preamplifier are integrated, which receives reflected light from the probe 11 and outputs an electric signal corresponding to the intensity of the input light. A main amplifier 17 further amplifies the electric signal from the photoelectric conversion unit 16. Sample hold circuit 18
Inputs the timing signal from the pulse timing circuit 12, and samples and holds the analog signal from the main amplifier section 17 in synchronization with the timing signal. Since the lights of the respective wavelengths emitted from the LED 14 are controlled by the timing signal from the pulse timing circuit 12 so as not to overlap with each other in time, the sample-hold circuit 18 determines the reflected light intensity for the respective wavelengths. Can be held independently. The signal sampled and held in this way is output to the control unit 20 after the noise component is filtered by the filter circuit 19. In the control unit 20, the analog signal from the filter circuit 19 is converted into a digital signal by the A / D converter 22 and input to the CPU circuit 21. The control unit 20 controls the timing signals 33, 34 (3
5, 36) is input, and by this, it is possible to determine to which wavelength of which probe the digital signal input from the A / D converter 22 is reflected light intensity. Here, for example, the timing signal 33
Indicates the input timing of the reflected light intensity for the light of wavelength 660 nm, and the timing signal 34 indicates the input timing of the reflected light intensity for the light of wavelength 805 nm. 21 is a CPU circuit including a microprocessor,
The control is performed according to the control program and various data stored in the OM 24. RA is used as a work area for the CPU circuit and temporarily stores various data.
It is M. An operation unit 23 is operated by an operator and can start measurement and input various function instructions. The display unit 27 is driven by the display circuit 26 to display messages to the operator and measurement results. 28
Is an external output circuit for outputting measurement data and the like to an external device such as a printer connected through an external output terminal. Reference numeral 30 denotes a power supply circuit, which inputs 100V AC to create various power supply voltages used in the apparatus. Reference numeral 31 is a power supply circuit such as a switching regulator, which outputs various DC voltages as shown in the figure. Reference numeral 32 is a line filter provided in the power supply line, which attenuates power supply noise input through the AC line. FIG. 2 shows a probe 11 such as a catheter.
FIG. 2A shows the front view, and FIG. 2B shows the tip of the catheter probe. In the figure, 201,2
Reference numeral 02 denotes an optical fiber cable, one of which is a fiber cable for irradiating light, and the other is a fiber cable for injecting light which is reflected by the light in blood and is incident. The probe 11 is inserted into, for example, a pulmonary artery or the like, and the oxygen saturation level of blood is continuously measured. FIG. 3 is a diagram for explaining the wavelength of light used in this embodiment. In FIG. 3, 301 shows the light absorption characteristics of hemoglobin not bound to oxygen, and 302 shows the light absorption characteristics of hemoglobin bound to oxygen. Then, 303 indicates when the difference between these two absorption characteristics is the largest, and 304 indicates when the difference between these two characteristics is "0", and the wavelengths corresponding to these are 660 nm and 660 nm, respectively.
It is 805 nm. Therefore, the oxygen saturation in the blood can be obtained by irradiating the blood with each of these two wavelengths, detecting the reflected light, and taking the ratio thereof. <Description of Operation> Before describing the operation of this embodiment, the setting of the base level for removing the influence of scatterers (blood vessel wall, heart valve, etc.) other than blood contained in the reflected light will be described. First, here, it is assumed that the intensity of light reflected by scatterers other than blood always works to increase the intensity of light reflected at a wavelength of 805 nm. This is 805 nm as described above.
This is because the light having the wavelength of does not depend on the oxygen saturation in the blood and the wall of the blood vessel is close to white, and therefore the light is expected to have a considerably high reflectance. According to this assumption, the smaller the influence of scatterers other than blood, the smaller the reflected light intensity at 805 nm, and when the influence disappears, the reflected light intensity becomes minimum. Therefore, the oxygen saturation is calculated based on the reflected light intensity and the minimum value that are successively measured as the base level. In the device of this example, the wavelength is 660 nm and the wavelength is 805 n.
The reflected light intensity of m light is measured every 20 msec,
Oxygen saturation is calculated based on them. Below, wavelength 6
The reflected light intensity of light of 60 nm is r1, and the reflected light intensity of light of wavelength 805 nm is r2. 4A and 4B are flow charts showing the measuring process in the oxygen saturation measuring apparatus of the embodiment, and the control program for executing this process is stored in the ROM 24. This process is started by turning on the power of the apparatus. First, in step S1, the RAM area, counters described later, etc. are cleared, various initial settings are made, and step S2 is performed.
Check whether the switch for instructing the calibration of the probe 11 is turned on. When the calibration switch is turned on, in order to maintain compatibility of the probe used for measurement, the reflected light intensities from the standard reflectors are measured and designated as C1 and C2.
The values of C1 and C2 are average values of 21 points in 100 msec. Thereby, R1 = r1 / C1 R2 = r2 / C2 is calibrated. Next, the process proceeds to step S3, waits for the start switch to be turned on, and when the start switch is turned on, step S
Proceeding to 4, the measurement of the reflected light intensity is started. When the measurement is started in step S4 in this way, the process proceeds to step S12 in FIG. 4B to measure R1 and R2 every 20 msec.
At step S13, the counter is incremented by one. This is to see if the number of times of measurement is 16 times in step S15. Next, in step S14, the M1 filter as a calculation parameter is obtained. The details will be described below. Now, assuming that the measurement time is T, consider the time counts s and t such that T = 0.020 * t = 0.320 * s. This will be described with reference to FIG. 5. One block is one block, and this time width is 320 ms. That is, the time count t is 20 m
Every s, the time count s is every 320 ms. Further, “reset” indicates the setting of B80 and a later-described setting described later, the solid line block in which the line connected to the black circle is bent indicates the calculation of the parameter, and the dotted line indicates the forward feed connected. ¹ Mn is the reflected light intensity signal R2 detected every 20 ms.
With a moving average value of 5 points (wavelength 805 nm), Here, n = t−2 and correct t ≧ 4. ² Mim is a moving average value of 21 points of the reflected light intensity signals R1 and R2 measured every 320 msec. Here, 16m = t-160, where t ≧ 320, or m = s−10, where s ≧ 20. Also, ² M
The subscript i (i = 1, 2) of im has a wavelength of 660 nm (i =
1), corresponding to the reflected light intensity of 805 nm (i = 2). Further, of the moving average value ² Mim, the time change of ² M2m is processed by the differential digital filter method. That is, Here, 16m ′ = t−224, where t ≧ 448, or m ′ = s−14, where s ≧ 28. Therefore, as is apparent from FIG. 5, in order to perform the measurement at time t, the moving average values before 10 blocks and the moving average values ² M1m, ² M2m and 14 blocks before are measured.
^It can be seen that the ² M2m derivative ² DM _m ′ is required. For this reason, each time these moving average values and their differential values are calculated, it is necessary to store that value and the corresponding time in the RAM 25 in sequence. In this way, in step S14, when the average value for M1 every 20 msec is calculated, the process proceeds to step S15, where M
1 was calculated, ie, 320 msec (1 block)
See if has passed. If not, the process proceeds to step S19, but when 320 msec has elapsed, the process proceeds to step S16 to calculate the M2 filter and convert to the M1 block. This is to calculate the moving average value ² Mim and its differential value every 320 ms described above. Here, the block corresponds to one square in FIG. 5 described above, and its number is indicated by j. Here, in order to block M1, 16 points of ¹ Mn are calculated. This value is compared with ² M2m as will be described later and is used for calculation of the judgment parameter MM. Therefore, as shown in FIG. 5, data up to the block number j = 10, that is, t-175 must be stored. I have to. Also, when blocking ² Mim and ² DMm ′,
The correspondence between these subscripts m and m ′ and the block number j is ² MiBj; j = s−k, k = m, m−1 ... ² DMMBj;
j = s−k ′, K ′ = m, m′−1 ... As described above with reference to FIG. 5, in order to calculate the oxygen saturation at time t, data ^{2 of} block number j = 14 is calculated. MiB ₁₄ is used. This is one of the calculation parameters
This is because ² DMm 'having the largest block number j is j = 14. Therefore, the block data ² M1Bj and
² M2Bj sequentially updates and stores j = 10 to 14 (from 10 blocks to 14 blocks). Next, the base level for measuring the oxygen saturation, which is the feature of this embodiment, will be described. This base level is based on the block data ² M2Bj described above.
And a determination parameter (MM, DM, MB) described later. As described above, this base level is for removing the influence of the reflected light from other than blood (the wall of the blood vessel, etc.), and based on the above-mentioned assumption, the reflected light intensity at 805 nm becomes minimum. The light intensity is used as the base level. Hereinafter, these judgment parameters will be described. Judgment parameter MM This parameter is obtained by the ratio of ¹ Mn and ² M2m, but it is shown corresponding to one block (block 1 here).
0) and MMB ₁₀ = Max [ ¹ M _t-175 / ² M2B ₁₀ , ¹ M _t-160 / ² M2B
₂₀ ] Here, Max [X, Y] is the maximum absolute value from X to Y. The determination parameter MM is MM = 0; ABS (1-MMB ₁₀ ) ≦ 0.14 MM = 1; ABS (1-MMB ₁₀ )> 0.14 from the value of the above equation. Here, 0.14 is a threshold value. Judgment Parameter DM This judgment parameter is ² DMB ₁₄ ( ^{2 of} 14 blocks).
Depending on the magnitude of the differential value of M2m, DM = 0; ABS ( ² DMB ₁₄ ) ≦ 0.02 DM = 1; ABS ( ² DMB ₁₄ )> 0.02. Here, 0.14 is a threshold value. Judgment Parameter MB This judgment parameter MB is the ratio of ² M2B ₁₄ to the base level, both parameters being dependent on oxygen saturation. Therefore, in order to make a comparison, it is necessary to convert the value to the value when the oxygen saturation is the same, so here, it is converted to the value when the oxygen saturation is 80%. And then M80
And B80, MB = 0; 0.9 ≦ M80 / B80 ≦ 1.0 MB = 1; 1.1 <M80 / B80 ≦ 1.1 MB = 2; 1.1 <M80 / B80 ≦ 1.35 MB = 3; 0.5 ≦ M80 / B80 ≦ 0.9 MB = 4; 1.35 <M80 / B80 <1.8 MB = 5; M80 / B80 ≦ 0.5 MB = 6; 1.8 <M80 / B80. Here, each of these thresholds is a value. By the way, M80 is calculated by the following equation. _{^{M80 = 2 2B 14 × {1}} + z1 × (0.8-0.01 × SO 2)} becomes. In addition, z1 is a constant and SO ₂ is oxygen saturation (%). This M80 is made into a block like the above-mentioned measured values and sequentially stored and updated. Thus, the first base level B is determined. This is the above-mentioned calculation parameter ² M2m, m = 10 to 14
It is calculated from the average value up to. Returning again to the flow chart of FIG. 4, when ² M2k of 10 to 14 blocks is calculated and the first base level B is determined, the process proceeds from step S17 to step S18, but until then, steps S18 and S19 are Be skipped. In step S18, the data read flag is turned on, and in step S19, the timer waits for a predetermined time to elapse. When the data reading flag is turned on, the process proceeds from step S5 of FIG. 4 to step S6, and the oxygen saturation is calculated. When calculating this oxygen saturation, this base level B
Since it also depends on the oxygen saturation, it is necessary to correct the oxygen saturation such that the base level is B80 when the oxygen saturation is 80%. However, at this stage, the oxygen saturation cannot be calculated using the regular processing method (characteristic of this embodiment), so the oxygen saturation is measured by the following equation. Note that ai (i = 0 to 3) is a constant. Then, in the subsequent calculation of the oxygen saturation, the updated base level or the like is used, and the accuracy of the oxygen saturation is improved. This formula is shown below. Rd = (Bd-d1) / {Bd × (2 M1B 14/2 M2B 14) × (1 + W R × W S) - d2} Here, Bd = B80 × {1 + z1 × (0.01 × SO 2 -0.08)} Wr = 0; ² M2B ₁₄ −Bd ≦ 0 Wr = f1 × (ABS ( ² M2B ₁₄ −Bd) / Bd); ² M2B ₁₄ −Bd> 0 W _S = − 0.06 100 ≦ SO ₂ W _S = −0.005 × SO ₂ +0.04; 0 ≦ SO ₂ <100 W _S = 0.04: 0 <SO ₂ Note that bi, z1, d1, and f1 in these equations are constants and are used for calculating W _S. The numerical value that was used is a temporary coefficient. When the oxygen saturation is calculated in this way, the process proceeds to step S7, the error is checked, and the calculation result is displayed on the display unit 27 at step S8. In step S9, the data is output to the connected printer or the like. Next, a case of updating the base level B80 will be described. The following three conditions can be considered as conditions for updating this base level. M80 is compared with the current base level, and when all 25 points are smaller than B80, the base level B80 is updated. The M80j is an average value when the oxygen saturation corresponding to the block number j is 80%. Block number j = judgment parameter M from 14 to 38
M and DM are all "0" and the judgment parameter M
The base level is updated when B (j = 14) is "0". B80 = M80 Judgment parameter M for block number j = 14 to 38
M and DM are all "0" and the judgment parameter M
When B (j = 14) is "1", the base level is updated. B80 = B80 + 0.5 × M80 Note that 0.5 is a coefficient. As described above, according to the present embodiment, by correcting the oxygen saturation based on the base level, it is possible to remove the influence of reflected light from other than blood, so that the oxygen saturation can be accurately measured. There is.

【発明の効果】【The invention's effect】

以上説明したように本発明によれば、血液中における反
射光強度の種々の変動要因に影響されることなく精度良
く血液の酸素飽和度を測定できる効果がある。As described above, according to the present invention, there is an effect that the oxygen saturation of blood can be accurately measured without being influenced by various fluctuation factors of the reflected light intensity in blood.

【図面の簡単な説明】[Brief description of drawings]

第１図は実施例の酸素飽和度測定装置の概略構成を示す
ブロツク図、 第２図（Ａ）（Ｂ）は実施例のプローブの外観図、 第３図は血液中における酸化ヘモグロビンと還元ヘモグ
ロビンにおける吸光度の違いを光の波長に対応して示し
た図、 第４図は実施例の酸素飽和度測定装置における計測処理
を示すフローチヤート、そして 第５図は実施例の酸素飽和度測定装置における各値のブ
ロツク化と参照ブロツクを示した図である。 図中、１０……酸素飽和度測定装置、１１……プロー
ブ、１２……パルスタイミング回路、１３……ＬＥＤ駆
動回路、１４……ＬＥＤ、１５……接続部、１６……光
電変換部、１７……メインアンプ部、１８……サンプル
ホールド回路、１９……フイルタ回路、２０……制御
部、２１……ＣＰＵ回路、２２……Ａ／Ｄコンバータ、
２３……操作部、２４……ＲＯＭ、２５……ＲＡＭ、２
７……表示器、２８……光フアイバである。FIG. 1 is a block diagram showing a schematic configuration of an oxygen saturation measuring apparatus of the embodiment, FIGS. 2 (A) and 2 (B) are external views of the probe of the embodiment, and FIG. 3 is oxyhemoglobin and reduced hemoglobin in blood. Showing the difference in absorbance corresponding to the wavelength of light, FIG. 4 is a flow chart showing the measurement process in the oxygen saturation measuring apparatus of the embodiment, and FIG. 5 is the oxygen saturation measuring apparatus of the embodiment. It is the figure which showed the block conversion and reference block of each value. In the figure, 10 ... Oxygen saturation measuring device, 11 ... Probe, 12 ... Pulse timing circuit, 13 ... LED drive circuit, 14 ... LED, 15 ... Connection part, 16 ... Photoelectric conversion part, 17 ...... Main amplifier section, 18 ...... Sample hold circuit, 19 ...... Filter circuit, 20 ...... Control section, 21 ...... CPU circuit, 22 ...... A / D converter,
23 ... operation part, 24 ... ROM, 25 ... RAM, 2
7 ... indicator, 28 ... optical fiber.

Claims (3)

【特許請求の範囲】[Claims] 【請求項１】それぞれが異なる第１と第２の波長の光を
血液中に照射する照射手段と、 前記第２の波長の光の反射光強度を第１の周期でサンプ
リングして、その平均値を算出する第１の算出手段と、 前記第１と第２の波長の光の反射光強度を前記第１の周
期よりも長い第２の周期でサンプリングし、各平均値を
算出する第２の算出手段と、 前記第１の算出手段により算出された前記第２の波長の
光の反射光強度の平均値より基準値を決定する基準値決
定手段と、 前記第２の算出手段により算出された前記第１と第２の
波長の光の反射光強度の比と、前記基準値より前記血液
の酸素飽和度を算出する酸素飽和度算出手段と、 を有することを特徴とする酸素飽和度測定装置。1. An irradiating means for irradiating blood with respectively different first and second wavelengths of light, and reflected light intensity of the second wavelength of light is sampled in a first cycle and averaged. A first calculating means for calculating a value; and a second calculating means for sampling the reflected light intensities of the light of the first and second wavelengths in a second cycle longer than the first cycle and calculating respective average values. Calculating means, a reference value determining means for determining a reference value from the average value of the reflected light intensities of the light of the second wavelength calculated by the first calculating means, and the calculating means by the second calculating means. And an oxygen saturation calculating means for calculating the oxygen saturation of the blood from the reference value and the ratio of the reflected light intensities of the light of the first and second wavelengths. apparatus. 【請求項２】前記第２の算出手段により算出された前記
第２の波長の光の反射光強度の平均値の微分値を求める
微分手段と、前記第１と第２の算出手段により算出され
た平均値のそれぞれと、前記微分値より前記基準値を更
新するかどうかを判定する判定手段とを更に備えること
を特徴とする請求項第１項に記載の酸素飽和度測定装
置。2. A differentiating means for obtaining a differential value of an average value of reflected light intensities of the light of the second wavelength calculated by the second calculating means, and a differentiating means for calculating by the first and second calculating means. The oxygen saturation measuring device according to claim 1, further comprising: a determination unit that determines whether to update the reference value based on each of the average values and the differential value. 【請求項３】前記第１の波長は６６０ｎｍであり、前記
第２の波長は８０５ｎｍであることを特徴とする請求項
第１項に記載の酸素飽和度測定装置。3. The oxygen saturation measuring device according to claim 1, wherein the first wavelength is 660 nm and the second wavelength is 805 nm.