JPH0629850B2 - Oxygen saturation measuring device - Google Patents

Description

【発明の詳細な説明】 ［産業上の利用分野］ 本発明は、血液中のヘモグロビンの吸光特性を利用し、
ヘモグロビンの酸素飽和度を測定する酸素飽和度測定装
置に関する。DETAILED DESCRIPTION OF THE INVENTION [Industrial application] The present invention utilizes the absorption characteristics of hemoglobin in blood,
The present invention relates to an oxygen saturation measuring device for measuring oxygen saturation of hemoglobin.

［従来の技術］ 従来、血液中のヘモグロビンの酸素飽和度を測定する装
置およびその方法として、２つの波長λ₁、λ₂の光を血
液中に照射し、その反射光強度を測定し、次のような関
係式より酸素飽和度を求めている。[Prior Art] Conventionally, as an apparatus and method for measuring the oxygen saturation of hemoglobin in blood, the light of _two wavelengths λ ₁ and λ ₂ is irradiated into the blood, and the reflected light intensity is measured. The oxygen saturation is obtained from the relational expression such as.

ＳＯ₂＝Ａ＋Ｂ×（Ｉ２／Ｉ１） 但し、Ｉ１、Ｉ２は、それぞれ波長λ₁およびλ₂の反射
光強度、Ａ，Ｂは定数である。SO ₂ = A + B × (I2 / I1) However, I1 and I2 are reflected light intensities of wavelengths λ ₁ and λ ₂ , respectively, and A and B are constants.

［発明が解決しようとする問題点］ しかし、上記の方法では、血液中の生理学的因子、特に
ヘマトクリット値（血液中の赤血球の占める割合）によ
る影響が大きく、酸素飽和度の測定結果に誤差をきたす
という問題があった。具体的に述べると、血液による吸
光（反射）特性は、血液中の色素および粒子による吸
収、散乱によって変化するが、特に第13図に示すように
ヘモグロビンの酸素との結合状態および照射波長によっ
て吸光係数が大きく変化する。ここでＨｂＯ₂は酸素化
ヘモグロビン、Ｈｂｒは還元ヘモグロビン、ＨｂＣＯは
一酸化炭素ヘモグロビンである。[Problems to be Solved by the Invention] However, in the above method, the physiological factors in blood, particularly the hematocrit value (ratio of red blood cells in blood) greatly influences the measurement result of oxygen saturation. There was a problem of coming. Specifically, the light absorption (reflection) characteristics of blood change depending on the absorption and scattering of pigments and particles in blood, but as shown in Fig. 13, light absorption (reflection) characteristics depend on the binding state of hemoglobin with oxygen and the irradiation wavelength. The coefficient changes greatly. Here, HbO ₂ is oxygenated hemoglobin, Hbr is reduced hemoglobin, and HbCO is carbon monoxide hemoglobin.

この図からわかるように、波長800nm付近ではＨｂＯ₂と
Ｈｂｒとは交差しており等しい吸光係数であることがわ
かる。この波長を等吸収点というが、これはヘモグロビ
ンの酸素飽和度によりその吸光係数が変化しない波長で
あることを示している。As can be seen from this figure, in the vicinity of the wavelength of 800 nm, HbO ₂ and Hbr cross each other, and it is understood that they have the same absorption coefficient. This wavelength is called an isosbestic point, which means that the absorption coefficient does not change depending on the oxygen saturation of hemoglobin.

第14a図、第14b図にそれぞれの波長660nm、800nmの反射
光強度と酸素飽和度との関係を、ヘマトクリット値（Ｈ
ＣＴ）、ヘモグロビン（Ｈｂ）濃度を変化させてプロッ
トしたものを示す。血液サンプルとしては牛血を用い
た。Figures 14a and 14b show the relationship between the reflected light intensity at wavelengths of 660 nm and 800 nm and the oxygen saturation, and the hematocrit value (H
CT) and hemoglobin (Hb) concentrations are plotted and shown. Bovine blood was used as the blood sample.

第14a図に示した波長660nmの場合には、酸素化ヘモグロ
ビンの吸光係数が還元ヘモグロビンと比較して小さいた
め、酸素飽和度が高くなるに従って反射光強度が増加し
ている。また、第14b図の波長800nmの場合には、等吸収
点の波長であるので、酸素飽和度の変化にあまり影響を
受けていないことがわかる。In the case of the wavelength of 660 nm shown in FIG. 14a, the absorption coefficient of oxygenated hemoglobin is smaller than that of reduced hemoglobin, so that the reflected light intensity increases as the oxygen saturation increases. Further, in the case of the wavelength of 800 nm in FIG. 14b, since it is the wavelength at the isosbestic point, it can be seen that the change in oxygen saturation is not so affected.

さらに、第14a図、第14b図から、各波長ともヘマトクリ
ット値の減少にともない反射光強度が減少していること
がわかる。Further, it can be seen from FIGS. 14a and 14b that the reflected light intensity decreases as the hematocrit value decreases for each wavelength.

尚、これら反射光強度の測定は、あらかじめ白色反射物
を用いてそれぞれの反射光強度を所定の値に較正して行
った結果である。It should be noted that the measurement of the reflected light intensities is a result obtained by previously calibrating the reflected light intensities with a white reflector to a predetermined value.

ここで、第14a図、第14b図に示した波長660nmと800nmの
反射光強度の測定値より、上記関係式を用いて算出され
た酸素飽和度とＯＳＭ２ヘモキシメータ（ラジオメータ
ー社製）を用いて測定した酸素飽和度との関係を第15図
に示す。この結果より、上記関係式より算出された酸素
飽和度は、酸素飽和度の低い領域においてヘマトクリッ
ト値の影響が顕著に現れ、算出された酸素飽和度の値に
誤差が大きく生じるものであった。Here, from the measured values of the reflected light intensity at wavelengths 660 nm and 800 nm shown in FIGS. 14a and 14b, the oxygen saturation calculated using the above relational expression and the OSM2 hemoximeter (manufactured by Radiometer) were used. The relationship with the measured oxygen saturation is shown in FIG. From this result, the oxygen saturation calculated by the above relational expression was significantly affected by the hematocrit value in the region where the oxygen saturation was low, and the calculated oxygen saturation value had a large error.

また、従来のものでは、継続的に血液中の酸素飽和度を
ヘマトクリット値の影響を受けることなく正確に測定す
ることができなかった。Further, in the conventional method, the oxygen saturation in blood could not be continuously and accurately measured without being affected by the hematocrit value.

［問題点を解決するための手段］ 本発明の目的は、酸素飽和度の低い領域においてもヘマ
トクリット値の影響を受けることなく正確な酸素飽和度
の値を得ることができ、かつ、継続的に血液中の酸素飽
和度をヘマトクリット値の影響を受けることく正確に得
ることができる酸素飽和度測定装置を提供するものであ
る。[Means for Solving Problems] An object of the present invention is to obtain an accurate oxygen saturation value without being affected by the hematocrit value even in a region where the oxygen saturation is low, and continuously. (EN) An oxygen saturation measuring device capable of accurately obtaining oxygen saturation in blood without being affected by a hematocrit value.

上記目的を達成するものは、第１の波長の光を血液中に
照射する第１の光照射機能と、該第１の波長の光と異な
り、かつ酸素化ヘモグロビンと還元ヘモグロビンとの吸
光係数がほぼ等しい第２の波長の光を血液中に照射する
第２の光照射機能と、前記第２の波長と同じ波長の光を
血液中に照射する第３の光照射機能とを備えた光照射手
段と、前記第２の光照射機能の光照射部からの距離と前
記第３の光照射機能の光照射部からの距離とが異なるよ
うに設けられ、かつ前記各光照射機能の光照射部より血
液中に照射された光の血液からの反射光強度を検出する
検出手段と、前記第３の光照射機能により照射された光
の前記検出手段により検出された反射光強度に基づく第
３の反射光強度信号を用いて、ヘモグロビン濃度または
ヘマトクリット値に起因する測定誤差を減少させるため
に用いる補正値（Ｃ₁）を演算する補正値演算手段と、
該補正値演算手段より出力される補正値（Ｃ₁）を用い
て、前記検出手段により継続的に検出される第１の光照
射機能により照射された光の反射光強度に基づく第１の
反射光強度信号（Ｉ１）の補正値（Ｉ１−Ｃ₁）および
前記検出手段により継続的に検出される第２の光照射機
能により照射された光の反射光強度に基づく第２の反射
光強度信号（Ｉ２）の補正値（Ｉ２−Ｃ₁）を演算し、
これら補正値（Ｉ１−Ｃ₁）と（Ｉ２−Ｃ₁）とを用い
て、補正反射光強度比を演算する補正反射光強度比演算
手段と、該補正反射光強度比演算手段より出力される補
正反射光強度比を用いて血液中の酸素飽和度を演算する
酸素飽和度演算手段とを有し、さらに、前記補正値演算
手段は、前記第２の反射光強度信号と前記第３の反射光
強度信号との比に基づいて、第１の補正値を演算する第
１の補正値演算手段と、該第１の補正値演算手段より出
力される第１の補正値と、前記検出手段により継続的に
検出される前記第３の光照射機能により照射された光の
反射光強度に基づく第３の反射光強度信号（Ｉ３）とに
基づいて、第２の補正値（Ｃ₁）を演算する第２の補正
値演算手段とを有している酸素飽和度測定装置である。What achieves the above-mentioned object is that the first light irradiation function of irradiating blood with the first wavelength into the blood and the light with the first wavelength, and the absorption coefficient of oxygenated hemoglobin and reduced hemoglobin are different. Light irradiation having a second light irradiation function of irradiating blood with substantially equal second wavelength into blood and a third light irradiation function of irradiating blood with light of the same wavelength as the second wavelength. And a distance from the light irradiation unit having the second light irradiation function and a distance from the light irradiation unit having the third light irradiation function, and the light irradiation unit having each of the light irradiation functions. Detecting means for detecting the reflected light intensity from the blood of light radiated into the blood, and the third means based on the reflected light intensity of the light radiated by the third light radiating function detected by the detecting means. Hemoglobin concentration or hematocrit value using the reflected light intensity signal A correction value calculating means for calculating correction value (C ₁₎ to be used in order to reduce measurement errors caused by,
Using the correction value (C ₁ ) output from the correction value calculation means, the first reflection based on the reflected light intensity of the light emitted by the first light irradiation function that is continuously detected by the detection means. correction value of the light intensity signal _{(I1) (I1-C 1} ) and said detecting means by continuously detected by the second second reflected light intensity signal based on the reflected light intensity of the light emitted by the light irradiation function correction value (I2) and (I2-C ₁₎ is calculated,
Using these correction values (I1-C ₁₎ and a (I2-C _1), the correction reflected light intensity ratio calculating means for calculating a correction reflected light intensity ratio, output from the corrected reflected light intensity ratio calculation means An oxygen saturation calculator for calculating the oxygen saturation in blood using the corrected reflected light intensity ratio, and the correction value calculator further includes the second reflected light intensity signal and the third reflected light intensity signal. First correction value calculation means for calculating a first correction value based on a ratio with the light intensity signal, a first correction value output from the first correction value calculation means, and the detection means. The second correction value (C ₁ ) is calculated based on the third reflected light intensity signal (I3) based on the reflected light intensity of the light emitted by the third light irradiation function that is continuously detected. And an oxygen saturation measuring device having a second correction value calculating means.

そして、前記光照射手段は、発光源と該発光源からの光
を血液中に照射する光照射部とからなるものであること
が好ましい。さらに、前記光照射手段は、前記第１の波
長の光を発する発光源と該発光源からの光を血液中に照
射する光照射部と、前記第２の波長の光を発する共通の
発光源と該発光源からの光を異なった位置より血液中に
照射する２つの光照射部とを有するものであることが好
ましい。また、前記光照射手段の前記第１の光照射機能
と前記第２の光照射機能は、前記第１の波長の光を発す
る第１の発光源と前記第２の波長の光を発する第２の発
光源と、該第１の発光源および第２の発光源からの光を
血液中に照射する共通の光照射部とからなるものである
ことが好ましい。そして、前記光照射手段は、前記第１
の波長の光を発する第１の発光源と前記第２の波長の光
を発する第２の発光源と、該第１の発光源および第２の
発光源からの光を血液中に照射する共通の第１の光照射
部と前記第２の波長の光を発する発光源からの光を血液
中に照射する第２の光照射部とを有するものであること
が好ましい。さらに、前記検出手段は、前記光照射手段
の前記第１の光照射機能、前記第２の光照射機能および
前記第３の光照射機能により血液中に照射された光の血
液からのそれぞれの反射光強度を検出する１つの検出手
段よりなるものであることが好ましい。また、前記検出
手段は、前記光照射手段の前記第１の光照射機能、前記
第２の光照射機能および前記第３の光照射機能により血
液中に照射された光の血液からの反射光強度を検出する
複数の検出手段よりなるものであることが好ましい。さ
らに、前記検出手段は、前記第１の光照射機能の光照射
部からの距離と前記第２の光照射機能の光照射部からの
距離とが同じであることが好ましい。そして、前記光照
射部は、発光源からの光を伝達する光ファイバーの端面
により構成されているものであることが好ましい。さら
に、前記検出手段は、光検出器と、該光検出器に光を伝
達する光伝達部と、光検出部とを有し、該光検出部は光
伝達部を構成する光ファイバーの端面により構成されて
いるものであることが好ましい。さらに、第１の補正値
演算部は、前記検出手段により検出された反射光強度に
基づく反射光強度信号より両者の反射光強度比［Ｉ２／
Ｉ３］を演算する演算部と、測定血液をサンプリングし
そのヘモグロビン濃度を測定した測定値入力部と、あら
かじめ測定した測定対象血液と同じ動物種についての数
種の血液から得た反射光強度信号比（Ｉ２′／Ｉ３′）
とヘモグロビン濃度Ｈｂとのデータより算出した相関関
数ｈ(x)に基づき上記の測定値入力手段により入力され
たヘモグロビン濃度に対応する反射光強度比［Ｉ２／Ｉ
３］ｓの演算部と、前記［Ｉ２／Ｉ３］ｓと、前記［Ｉ
２／Ｉ３］から［Ｉ２／Ｉ３］／［Ｉ２／Ｉ３］ｓ（＝
［Ａ］）を演算する演算部と、ヘモグロビン濃度基準値
（Ｈｂ′）入力部と、上記の相関関数ｈ(x)に基づきヘ
モグロビン濃度の基準値（Ｈｂ′）における反射光強度
比ｇ（Ｈｂ′）を演算する演算部と、前記［Ａ］と前記
反射光強度比ｇ（Ｈｂ′）より、第１の補正値（［Ｉ２
／Ｉ３］_Hb=Hb′）を下記式 ［Ｉ２／Ｉ３］_Hb=Hb′＝Ａ×ｇ（Ｈｂ′） より演算する演算部とからなるものであることが好まし
い。また、第１の補正値演算部は、前記検出手段により
検出された反射光強度に基づく反射光強度信号より両者
の反射光強度比［Ｉ２／Ｉ３］を演算する演算部と、測
定血液をサンプリングしそのヘモグロビン濃度を測定し
た測定値入力部と、あらかじめ測定した測定対象血液と
同じ動物種についての数種の血液から得た反射光強度信
号比（Ｉ２′／Ｉ３′）とヘモグロビン濃度Ｈｂとのデ
ータより算出した相関関数ｈ(x)に基づき上記の測定値
入力手段により入力されたヘモグロビン濃度に対応する
反射光強度比［Ｉ２／Ｉ３］ｓの演算部と、前記［Ｉ２
／Ｉ３］ｓと、前記［Ｉ２／Ｉ３］から［Ｉ２／Ｉ３］
／［Ｉ２／Ｉ３］ｓ（＝［Ａ］）を演算する演算部と、
所定のヘモグロビン濃度における反射光強度比ｇ（Ｈ
ｂ′）の値を記憶する記憶部と、上記［Ａ］と上記反射
光強度比ｇ（Ｈｂ′）より、第１の補正値（［Ｉ２／Ｉ
３］_Hb=Hb′）を式 ［Ｉ２／Ｉ３］_Hb=Hb′＝Ａ×ｇ（Ｈｂ′） より演算する演算部とからなることが好ましい。さら
に、前記酸素飽和度演算手段は、前記補正反射光強度比
演算手段により演算された補正反射光強度比（Ｒｓ）よ
り、あらかじめ測定したある数種の血液についての補正
反射光強度比（Ｒｓ′）と酸素飽和度とのデータに基づ
き算出した相関関数ｆ（Ｒｓ）に基づき酸素飽和度を演
算するものであることが好ましい。さらに、前記第２の
補正値演算手段は、前記第１の補正値演算手段より出力
される第１の補正値と、前記検出手段により継続的に検
出される前記第３の光照射機能により照射された光の反
射光強度に基づく第３の反射光強度信号（Ｉ３）とを用
いて、下記式より、 Ｃ₁＝Ｃ₀×［Ｉ３］×第１の補正値 （なお、Ｃ₀は、第２の補正値演算手段が記憶している
所定値である。） 第２の補正値（Ｃ₁）を演算するものであることが好ま
しい。Further, it is preferable that the light irradiating means comprises a light emitting source and a light irradiating section for irradiating light from the light emitting source into blood. Further, the light emitting means includes a light emitting source that emits light of the first wavelength, a light emitting unit that emits light from the light emitting source into blood, and a common light source that emits light of the second wavelength. And two light irradiation units for irradiating light from the light emitting source into blood from different positions. Further, the first light irradiation function and the second light irradiation function of the light irradiation means include a first light emission source that emits light of the first wavelength and a second light emission source that emits light of the second wavelength. And a common light irradiator that irradiates blood with light from the first and second light sources. Then, the light irradiating means includes the first
A first light emitting source that emits light of a wavelength, a second light emitting source that emits the light of the second wavelength, and a common that irradiates blood from the first light emitting source and the second light emitting source into blood. It is preferable that the first light irradiation unit and the second light irradiation unit that irradiates blood with light from a light emitting source that emits light of the second wavelength are used. Further, the detecting means is configured to reflect, from blood, the light emitted to the blood by the first light emitting function, the second light emitting function, and the third light emitting function of the light emitting means. It is preferably composed of one detection means for detecting the light intensity. Further, the detection means is a reflected light intensity from the blood of the light irradiated into the blood by the first light irradiation function, the second light irradiation function and the third light irradiation function of the light irradiation means. It is preferable that it comprises a plurality of detection means for detecting. Further, it is preferable that in the detection means, the distance from the light irradiation unit having the first light irradiation function is the same as the distance from the light irradiation unit having the second light irradiation function. Further, it is preferable that the light irradiating section is configured by an end face of an optical fiber that transmits the light from the light emitting source. Further, the detecting means includes a photodetector, a light transmitting section for transmitting light to the photodetector, and a photodetecting section, and the photodetecting section is constituted by an end face of an optical fiber forming the light transmitting section. It is preferable that they are Further, the first correction value calculation unit uses the reflected light intensity signal based on the reflected light intensity detected by the detection means to calculate the reflected light intensity ratio [I2 /
[I3], a calculation value input section for measuring the hemoglobin concentration by sampling the measurement blood, and a reflected light intensity signal ratio obtained from several kinds of blood of the same animal species as the measurement target blood measured in advance (I2 '/ I3')
And the hemoglobin concentration Hb, the reflected light intensity ratio [I2 / I corresponding to the hemoglobin concentration input by the above measurement value input means based on the correlation function h (x) calculated from the data.
3] s, the above [I2 / I3] s, and the above [I
2 / I3] to [I2 / I3] / [I2 / I3] s (=
[A]), a hemoglobin concentration reference value (Hb ′) input unit, and a reflected light intensity ratio g (Hb ′) at the hemoglobin concentration reference value (Hb ′) based on the above correlation function h (x). ′), And the first correction value ([I2) from the [A] and the reflected light intensity ratio g (Hb ′).
/ I3] _{Hb = Hb} ') is preferably comprised of a calculation unit for calculating the following formula [I2 / I3] _{Hb = Hb} ' = A * g (Hb '). Further, the first correction value calculation unit calculates the reflected light intensity ratio [I2 / I3] of the two from the reflected light intensity signal based on the reflected light intensity detected by the detection means, and samples the measured blood. Of the hemoglobin concentration and the reflected light intensity signal ratio (I2 '/ I3') and hemoglobin concentration Hb obtained from several bloods of the same animal species as the blood to be measured, which has been measured in advance. A calculation unit for the reflected light intensity ratio [I2 / I3] s corresponding to the hemoglobin concentration input by the measurement value input means based on the correlation function h (x) calculated from the data;
/ I3] s and the above [I2 / I3] to [I2 / I3]
A calculation unit that calculates / [I2 / I3] s (= [A]);
Reflected light intensity ratio g (H
b '), the first correction value ([I2 / I) from the storage unit for storing the value of [A] and the reflected light intensity ratio g (Hb').
3] _{Hb = Hb} ′) is preferably calculated by the formula [I2 / I3] _{Hb = Hb} ′ = A × g (Hb ′). Further, the oxygen saturation calculating means calculates the corrected reflected light intensity ratio (Rs ′) of a certain number of blood measured in advance from the corrected reflected light intensity ratio (Rs) calculated by the corrected reflected light intensity ratio calculating means. ) And the oxygen saturation, the oxygen saturation is preferably calculated based on the correlation function f (Rs) calculated based on the data. Further, the second correction value calculation means irradiates with the first correction value output from the first correction value calculation means and the third light irradiation function continuously detected by the detection means. Using the third reflected light intensity signal (I3) based on the reflected light intensity of the generated light, C ₁ = C ₀ × [I3] × first correction value (where C ₀ is It is a predetermined value stored in the second correction value calculation means.) It is preferable to calculate the second correction value (C ₁ ).

また、上記目的を達成するものは、第１の波長の光を血
液中に照射する第１の光照射機能と、該第１の波長の光
と異なり、かつ酸素化ヘモグロビンと還元ヘモグロビン
との吸光係数がほぼ等しい第２の波長の光を血液中に照
射する第２の光照射機能と、前記第２の波長と同じ波長
の光を血液中に照射する第３の光照射機能とを備えた光
照射手段と、前記第２の光照射機能の光照射部からの距
離と前記第３の光照射機能の光照射部からの距離とが異
なるように設けられ、かつ前記各光照射機能の光照射部
より血液中に照射された光の血液からの反射光強度を検
出する検出手段と、前記第３の光照射機能により照射さ
れた光の前記検出手段により検出された反射光強度に基
づく第３の反射光強度信号を用いて、ヘモグロビン濃度
またはヘマトクリット値に起因する測定誤差を減少させ
るために用いる補正値（Ｃ₁）を演算する補正値演算手
段と、該補正値演算手段より出力される補正値（Ｃ₁）
を用いて、前記検出手段により継続的に検出される第１
の光照射機能により照射された光の反射光強度に基づく
第１の反射光強度信号（Ｉ１）の補正値（Ｉ１−Ｃ₁）
および前記検出手段により継続的に検出される第２の光
照射機能により照射された光の反射光強度に基づく第２
の反射光強度信号（Ｉ２）の補正値（Ｉ２−Ｃ₁）を演
算し、これら補正値（Ｉ１−Ｃ₁）と（Ｉ２−Ｃ₁）とを
用いて、補正反射光強度比を演算する補正反射光強度比
演算手段と、該補正反射光強度比演算手段より出力され
る補正反射光強度比を用いて血液中の酸素飽和度を演算
する酸素飽和度演算手段とを有し、前記補正値演算手段
は、ヘモグロビン濃度基準値に基づく第１の補正値の演
算手段または所定のヘモグロビン濃度における第１の補
正値の記憶手段を有する第１の補正値出力手段と、該第
１の補正値出力手段より出力される第１の補正値と、前
記検出手段により継続的に検出される前記第３の光照射
機能により照射された光の反射光強度に基づく第３の反
射光強度信号（Ｉ３）とを用いて第２の補正値（Ｃ₁）
を演算する第２の補正値演算手段とを有している酸素飽
和度測定装置である。Further, what achieves the above-mentioned object is a first light irradiation function of irradiating blood with a first wavelength of light and the absorption of oxygenated hemoglobin and reduced hemoglobin, which is different from the light of the first wavelength. A second light irradiation function for irradiating blood with a second wavelength having substantially the same coefficient into blood and a third light irradiation function for irradiating blood with a light with the same wavelength as the second wavelength are provided. The light irradiation means is provided so that the distance from the light irradiation unit having the second light irradiation function and the distance from the light irradiation unit having the third light irradiation function are different, and the light having each of the light irradiation functions is provided. Detecting means for detecting the intensity of reflected light from the blood of the light radiated into the blood by the irradiating section, and a first means based on the reflected light intensity of the light radiated by the third light irradiation function Using the reflected light intensity signal of No. 3, the hemoglobin concentration or hematocrit Correction value used to reduce the measurement error caused by the preparative value (C ₁₎ and the correction value calculating means for calculating a correction value outputted from the correction value calculating means (C ₁₎
First detected continuously by the detection means using
The first correction value of the reflected light intensity signal based on the reflected light intensity of the light emitted by the light irradiation function _{(I1) (I1-C 1} )
And a second one based on the reflected light intensity of the light emitted by the second light irradiation function that is continuously detected by the detection means.
Correction value of the reflected light intensity signal (I2) and (I2-C ₁₎ is calculated by using these correction values (I1-C ₁₎ and a (I2-C _1), calculates the corrected reflected light intensity ratio A correction reflected light intensity ratio calculating means; and an oxygen saturation calculating means for calculating oxygen saturation in blood using the corrected reflected light intensity ratio output from the corrected reflected light intensity ratio calculating means. The value calculation means includes a first correction value output means having a first correction value calculation means based on the hemoglobin concentration reference value or a first correction value storage means at a predetermined hemoglobin concentration, and the first correction value. A third reflected light intensity signal (I3) based on the first correction value output from the output unit and the reflected light intensity of the light emitted by the third light irradiation function that is continuously detected by the detection unit. ) And the second correction value (C ₁ )
And an oxygen saturation measuring device having a second correction value calculating means.

そして、前記第１の補正値出力手段は、ヘモグロビン濃
度基準値（Ｈｂ′）入力部と、あらかじめ測定した測定
対象血液と同じ動物種についての数種の血液から得た反
射光強度信号比（Ｉ２′／Ｉ３′）とヘモグロビン濃度
Ｈｂとのデータより算出した基準相関関数ｈ(x)に基づ
いてヘモグロビン濃度の基準値（Ｈｂ′）における反射
光強度比ｇ（Ｈｂ′）を演算し、この反射光強度比ｇ
（Ｈｂ′）を第１の補正値とするものであることが好ま
しい。また、前記第１の補正値出力手段は、所定のヘモ
グロビン濃度における反射光強度比ｇ（Ｈｂ′）の値を
記憶しており、その反射光強度比を第１の補正値として
出力するものであることが好ましい。Then, the first correction value output means is a hemoglobin concentration reference value (Hb ') input section and a reflected light intensity signal ratio (I2) obtained from several bloods of the same animal species as the blood to be measured which is measured in advance. '/ I3') and the hemoglobin concentration Hb, the reflected light intensity ratio g (Hb ') at the reference value (Hb') of the hemoglobin concentration is calculated based on the reference correlation function h (x). Light intensity ratio g
It is preferable to use (Hb ') as the first correction value. The first correction value output means stores the value of the reflected light intensity ratio g (Hb ') at a predetermined hemoglobin concentration, and outputs the reflected light intensity ratio as the first correction value. Preferably there is.

本願第１の発明を第１図に示す実施例を用いて説明す
る。The first invention of the present application will be described with reference to the embodiment shown in FIG.

本発明の酸素飽和度測定装置は、光照射手段１と、光照
射手段１より血液中に照射された光の血液からの反射光
強度を検出する検出手段２と、ヘマトクリット値の影響
を補正する補正手段３と、補正手段３からの出力を用い
て酸素飽和度を演算する酸素飽和度演算手段４と、酸素
飽和度演算手段３からの出力を表示する表示器５により
形成されている。The oxygen saturation measuring device of the present invention corrects the influence of the light irradiation means 1, the detection means 2 for detecting the reflected light intensity from the blood of the light irradiated into the blood by the light irradiation means 1, and the hematocrit value. It is formed by the correcting means 3, the oxygen saturation calculating means 4 for calculating the oxygen saturation using the output from the correcting means 3, and the display 5 for displaying the output from the oxygen saturation calculating means 3.

光照射手段１は、第１の波長の光を血液中に照射する第
１の光照射機能と、第１の波長の光と異なり、かつ酸素
化ヘモグロビンと還元ヘモグロビンとの吸光係数がほぼ
等しい第２の波長の光を血液中に照射する第２の光照射
機能と、第２の波長と同じ波長の光を血液中に照射する
第３の光照射機能を有している。The light irradiating means 1 has a first light irradiating function of irradiating blood with a first wavelength into the blood and a first light irradiating function which is different from the light with the first wavelength and has an almost equal extinction coefficient between oxygenated hemoglobin and reduced hemoglobin. It has a second light irradiation function of irradiating light with two wavelengths into blood and a third light irradiation function of irradiating blood with light of the same wavelength as the second wavelength.

そして、第１図に示すものでは、光照射手段１は、第１
の光照射機能および第２の光照射機能を構成する第１の
波長の光を発する第１の発光源と第２の波長の光を発す
る第２の発光源と、第１の発光源および第２の発光源か
らの光を血液中に照射する共通の第１の光照射部と、第
３の光照射機能を構成する第２の波長の光を発する第３
の発光源とこの発光源からの光を血液に照射する第２の
光照射部を有している。And in what is shown in FIG. 1, the light irradiation means 1 is
And a second light emitting source that emits light of a first wavelength, a second light emitting source that emits light of a second wavelength, and a first light emitting source and A common first light irradiator that irradiates blood with light from the second light emission source and a third light irradiator that emits light of a second wavelength that constitutes a third light irradiation function.
And a second light irradiator that irradiates blood with light from this light source.

具体的に説明すると、光照射手段１は発光源と発光源か
らの光を血液中に照射する光照射部とからなり、発光源
は３つの発光ダイオード11,12,13からなり発光ダイオー
ド11は約660nm（λ₁）の波長の光を発光するものであ
り、発光ダイオード12,13は約800nm（λ₂）の光を発光
するものであり、パルス発光器14より時間的に重ならな
い所定の間隔および所定の時間幅のパルスを発生させ、
駆動回路15を通して発光ダイオード11,12,13は交互に発
光するように構成されている。そして、発光ダイオード
11より発せられる光および発光ダイオード12より発せら
れる光は光結合器17を介して発光用の光ファイバー18a
を通り光ファイバー18aの端面により形成される光照射
部20より血液中に照射される。このようにすることによ
り、光照射部を１つにすることができ、装置を小型化す
ることができるとともに、発光ダイオード11からの波長
λ₁の光の照射部と、発光ダイオード12からの波長λ₂の
光の光照射部を、後述する検出手段に対して同一距離と
することができる。More specifically, the light irradiating means 1 comprises a light emitting source and a light irradiating section for irradiating light from the light emitting source into the blood. The light emitting source is composed of three light emitting diodes 11, 12, 13 and the light emitting diode 11 is The light emitting diodes 12 and 13 emit light of a wavelength of about 660 nm (λ ₁ ), and the light emitting diodes 12 and 13 emit light of about 800 nm (λ ₂ ). Generate a pulse with an interval and a predetermined time width,
The light emitting diodes 11, 12 and 13 are configured to alternately emit light through the drive circuit 15. And light emitting diode
The light emitted from 11 and the light emitted from the light emitting diode 12 are transmitted through the optical coupler 17 to the optical fiber 18a for emitting light.
The light is irradiated into the blood from the light irradiation section 20 formed by the end face of the optical fiber 18a. By doing so, the light irradiation unit can be one, the device can be downsized, and the light irradiation unit of the light having the wavelength λ ₁ from the light emitting diode 11 and the wavelength from the light emitting diode 12 can be The light irradiation part of the light of λ ₂ can be set at the same distance with respect to the detecting means described later.

また、発光ダイオード13より発せられる光は発光用の光
ファイバー18bを通り光ファイバー18bの端面により形成
される光照射部19より血液中に照射される。Further, the light emitted from the light emitting diode 13 passes through the optical fiber 18b for light emission and is irradiated into the blood by the light irradiation section 19 formed by the end face of the optical fiber 18b.

そして、第１図に示したものに限らず、光照射手段１
は、３つの発光源とそれぞれの発光源からの光を血液中
に照射する３つの光照射部としてもよく、さらに、第１
の波長の光を発する発光源と発光源からの光を血液中に
照射する光照射部と、第２の波長の光を発する共通の発
光源とこの発光源からの光を異なった位置より血液中に
照射する２つの光照射部とからなるもので構成してもよ
い。The light irradiation means 1 is not limited to the one shown in FIG.
May be three light-emitting sources and three light-irradiating units for irradiating blood from the respective light-emitting sources into blood.
Light source that emits light of a wavelength of, a light irradiation unit that irradiates light from the light source into blood, a common light source that emits light of a second wavelength, and light from this light source from different positions. It may be configured with two light irradiation units that irradiate the inside.

検出手段２は、光照射手段１より発せられた光の血液か
ら反射光強度を検出するためのものである。そして、第
１図に示すものでは、検出手段１の光検出部21は、受光
用の光ファイバー18cの端面により形成されており、光
照射部19からの距離と光照射部20からの距離とが異なる
ように設けられている。The detection means 2 is for detecting the reflected light intensity from the blood of the light emitted from the light irradiation means 1. In the structure shown in FIG. 1, the light detecting section 21 of the detecting means 1 is formed by the end face of the optical fiber 18c for receiving light, and the distance from the light irradiating section 19 and the distance from the light irradiating section 20 are the same. It is provided differently.

第２図に、光照射手段の光照射部19,20および光検出手
段の光検出部21を有するセンサープローブ50の具体例の
端面を示す。FIG. 2 shows an end face of a specific example of the sensor probe 50 having the light irradiation parts 19 and 20 of the light irradiation means and the light detection part 21 of the light detection means.

発光用光ファイバー２本、受光用光ファイバー１本が直
線的に配置され発光用の光ファイバーの端面により形成
される光照射部20と受光用のファイバーの端面により形
成される光検出部21との中心間の距離は0.25mm、発光用
の光ファイバーの端面により形成される光照射部19と受
光用のファイバーの端面により形成される光検出部21と
の中心間の距離は0.50mmであり、両者間の距離が異なる
ように設けられており、エポキシ樹脂系接着剤52にて固
定されている。そして、このように２本の発光用光ファ
イバーと１本の受光用光ファイバーの距離を設定した状
態にて、異なる３個体から採血した牛血を用いて、ヘモ
グロビン濃度をかえて、波長800nmの光を用いて、発光
−受光間隔の異なる反射光強度Ｉ２（0.25mm），Ｉ３
（0.5mm）を測定した。Ｉ２とヘモグロビン濃度との関
係は、第１６図に示す通りであり、Ｉ３とヘモグロビン
濃度との関係は、第１７図に示す通りであった。Ｉ２と
Ｉ３は、ヘモグロビン濃度の相違により、同一傾向の変
化ではないことがわかった。Ｉ２とＩ３の比を用いるこ
とにより、ヘモグロビン濃度に起因した信号が得られる
ことより、本発明では、ヘモグロビン濃度に起因する測
定誤差を減少させるための、Ｉ２以外にＩ３を用いてい
る。光ファイバーとしては、多成分ガラス、コア径200
μｍのものを用いた。センサープローブ50の端面の周縁
部は、光透過性を損なわないようにさらには血栓防止の
ために平滑面に研磨されている。上記のセンサープロー
ブでは、センサープローブをより小型化するために光検
出部21を１つのものとしているがこれに限らず、光検出
部を複数のものにて構成してもよい。Between the center of the light emitting part 20 formed by the end face of the light emitting optical fiber in which two light emitting optical fibers and one light receiving optical fiber are linearly arranged and the light detecting part 21 formed by the end face of the light receiving fiber. Is 0.25 mm, the distance between the centers of the light emitting portion 19 formed by the end face of the optical fiber for light emission and the light detecting portion 21 formed by the end face of the light receiving fiber is 0.50 mm, and between them They are provided at different distances and are fixed with an epoxy resin adhesive 52. Then, with the distance between the two light-emitting optical fibers and one light-receiving optical fiber set in this way, the hemoglobin concentration was changed using bovine blood collected from three different individuals, and the light with a wavelength of 800 nm was changed. Using the reflected light intensities I2 (0.25 mm) and I3 with different light emission-light reception intervals,
(0.5 mm) was measured. The relationship between I2 and hemoglobin concentration was as shown in FIG. 16, and the relationship between I3 and hemoglobin concentration was as shown in FIG. It was found that I2 and I3 did not change in the same tendency due to the difference in hemoglobin concentration. By using the ratio of I2 and I3, a signal resulting from the hemoglobin concentration can be obtained. Therefore, in the present invention, I3 is used in addition to I2 in order to reduce the measurement error due to the hemoglobin concentration. As an optical fiber, multi-component glass, core diameter 200
The thing with a micrometer was used. The peripheral portion of the end surface of the sensor probe 50 is polished to have a smooth surface so as not to impair the light transmittance and to prevent thrombus. In the sensor probe described above, the number of the photodetection section 21 is one in order to make the sensor probe smaller, but the number is not limited to this, and the photodetection section may be composed of a plurality of pieces.

そして、第３図に、センサープローブ50を例えば人工心
肺などの体外循環回路（図示しない）中に取り付け可能
なコネクター56に取付けた状態を示す。コネクター56
は、その軸方向の途中に外方に突出するセンサープロー
ブ50の取り付け用ポート58を有している。そして、セン
サープローブ50の端面は、コネクター56内を流れる血流
に乱れを与えないようにコネクター56に取り付けたとき
にコネクター56の内壁面とセンサープローブ50の端面と
がほぼ同一面となるように加工されている。Then, FIG. 3 shows a state in which the sensor probe 50 is attached to a connector 56 that can be attached to an extracorporeal circulation circuit (not shown) such as an artificial heart-lung machine. Connector 56
Has an attachment port 58 for the sensor probe 50 protruding outward in the middle of its axial direction. The end surface of the sensor probe 50 is such that the inner wall surface of the connector 56 and the end surface of the sensor probe 50 are substantially flush when attached to the connector 56 so as not to disturb the blood flow flowing in the connector 56. It is processed.

そして、検出手段２は、光検出部21により検出され受光
用の光ファイバー18cを伝達した光を受光するフォトダ
イード16と検出増幅器23を有しており、フォトダイード
16は光信号の強度に応じた電流を発生し、検出増幅器23
により電圧信号に変換する。さらに、検出手段２は、検
出増幅器23の電圧信号を発光ダイオード11,12,13の発光
波長に対応した信号に分離するための信号分離回路を有
しており、信号分離回路は、アナログスイッチ24、コン
デンサ25,26,27および緩衝増幅器28,29,30より構成され
ている。The detection means 2 has a photodiode 16 and a detection amplifier 23 that receive the light detected by the light detection unit 21 and transmitted through the light receiving optical fiber 18c.
16 generates a current according to the intensity of the optical signal, and the detection amplifier 23
Is converted into a voltage signal. Further, the detection means 2 has a signal separation circuit for separating the voltage signal of the detection amplifier 23 into a signal corresponding to the emission wavelengths of the light emitting diodes 11, 12, 13 and the signal separation circuit is an analog switch 24. , 25, 26, 27 and buffer amplifiers 28, 29, 30.

アナログスイッチ24は、ＳＷ１，ＳＷ２，ＳＷ３の３個
のスイッチを有し、パルス発生器14からの信号により各
スイッチが“ＯＮ”“ＯＦＦ”される。例えば、発光ダ
イオード11が発光するときパルス発生器14からの信号が
アナログスイッチ24に加えられ、ＳＷ１のみが“ＯＮ”
状態となり、検出増幅器23の電圧信号はコンデンサ25に
加えられコンデンサ25の両端に平均信号電圧を発生す
る。これは、発光ダイオード11により発光された光照射
部20より血液中に照射され血液中にて反射されて光検出
部21を介してフォトダイード16で受光した波長λ₁の反
射光強度を示すものである。この平均信号電圧は、緩衝
増幅器28を通して連続的に出力され反射光強度信号Ｉ１
となる。また同様に、発光ダイオード12、アナログスイ
ッチ24のＳＷ２，コンデンサ26、緩衝増幅器29の組み合
わせで同様な動作を行い、発光ダイオード12の波長λ₂
の反射光強度信号Ｉ２を出力する。さらに、発光ダイオ
ード13、アナログスイッチ24のＳＷ３，コンデンサ27、
緩衝増幅器30の組み合わせで同様な動作を行い、発光ダ
イオード13の波長λ₂の反射光強度信号Ｉ３を出力す
る。The analog switch 24 has three switches SW1, SW2 and SW3, and each switch is turned “ON” or “OFF” by a signal from the pulse generator 14. For example, when the light emitting diode 11 emits light, the signal from the pulse generator 14 is applied to the analog switch 24, and only SW1 is “ON”.
Then, the voltage signal of the detection amplifier 23 is applied to the capacitor 25 to generate an average signal voltage across the capacitor 25. This indicates the reflected light intensity of the wavelength λ ₁ which is emitted from the light emitting diode 11 into the blood from the light emitting unit 20, is reflected in the blood, and is received by the photodiode 16 via the light detecting unit 21. is there. This average signal voltage is continuously output through the buffer amplifier 28 and is reflected light intensity signal I1.
Becomes Similarly, the same operation is performed by the combination of the light emitting diode 12, the SW2 of the analog switch 24, the capacitor 26, and the buffer amplifier 29, and the wavelength λ _{2 of the} light emitting diode 12 is performed.
And outputs the reflected light intensity signal I2. Furthermore, the light emitting diode 13, the SW3 of the analog switch 24, the capacitor 27,
The same operation is performed by the combination of the buffer amplifiers 30, and the reflected light intensity signal I3 of the wavelength λ ₂ of the light emitting diode 13 is output.

さらに、検出手段２は、信号分離回路より出力される反
射光強度Ｉ１，Ｉ２，Ｉ３の信号の処理手段を有してお
り、信号処理手段は、反射光強度信号Ｉ１，Ｉ２，Ｉ３
をデジタル信号に変換するアナログデジタルコンバータ
31と、アナログデジタルコンバータ31より、所定回数分
（ｎ回）または所定時間内に出力されたデジタル化され
た反射光強度信号Ｉ１，Ｉ２，Ｉ３を記憶し平均値を演
算する平均値演算部32を有している。Further, the detection means 2 has a processing means for the signals of the reflected light intensities I1, I2, I3 output from the signal separation circuit, and the signal processing means has the reflected light intensity signals I1, I2, I3.
Analog-to-digital converter that converts digital to digital signals
31 and an average value calculator 32 that stores the digitized reflected light intensity signals I1, I2, I3 output from the analog-digital converter 31 a predetermined number of times (n times) or within a predetermined time and calculates an average value. have.

そして、ヘマトクリット値の影響を補正する補正手段３
は、第１の補正値演算部40と、第２の補正値演算部42
と、補正反射光強度比演算部44とを有している。Then, the correction means 3 for correcting the influence of the hematocrit value
Is a first correction value calculation unit 40 and a second correction value calculation unit 42
And a corrected reflected light intensity ratio calculation unit 44.

第１の補正値演算部40は、平均値演算部32より出力され
た１つのデジタル化された反射光強度信号Ｉ２，Ｉ３
（例えば、測定開始時における反射光強度信号Ｉ２，Ｉ
３のデジタル化された信号）より反射光強度比（Ｉ２／
Ｉ３）を演算する演算部を有している。Ｉ２およびＩ３
は、第１６図および第１７図で示すように、ヘモグロビ
ン濃度の相違により、変化が相違しており、特に、ヘモ
グロビン濃度の低い領域での変化の相違が大きい。そし
て、Ｉ２とＩ３との比を算出することにより、ヘモグロ
ビン濃度に起因した信号を得ることができる。そして、
この反射光強度比（Ｉ２／Ｉ３）の演算部からの出力を
第１の補正値として出力する。よって、この場合は、第
１の補正値演算部40は、デジタル化された反射光強度信
号Ｉ２，Ｉ３より反射光強度比（Ｉ２／Ｉ３）を演算す
る演算部となり、新たに第１の補正値を演算するまで
は、第１の補正値は、固定された補正値となる。The first correction value calculation unit 40 includes one digitized reflected light intensity signal I2, I3 output from the average value calculation unit 32.
(For example, the reflected light intensity signals I2, I at the start of measurement
3 digitized signal) and the reflected light intensity ratio (I2 /
I3) is included. I2 and I3
As shown in FIG. 16 and FIG. 17, the changes are different due to the difference in the hemoglobin concentration, and particularly, the difference is large in the region where the hemoglobin concentration is low. Then, by calculating the ratio of I2 and I3, a signal due to the hemoglobin concentration can be obtained. And
The output from the calculation unit of the reflected light intensity ratio (I2 / I3) is output as the first correction value. Therefore, in this case, the first correction value calculation unit 40 becomes a calculation unit that calculates the reflected light intensity ratio (I2 / I3) from the digitized reflected light intensity signals I2 and I3, and newly adds the first correction value. Until the value is calculated, the first correction value becomes a fixed correction value.

さらに、好ましくは、第４図に示すように、第１の補正
値演算部40は、反射光強度比（Ｉ２／Ｉ３）の演算部60
と、測定血液をサンプリングしそのヘモグロビン濃度を
測定した測定値入力手段62と、あらかじめ測定してある
測定対象血液と同じ動物種についての数種の血液から得
たＩ２／Ｉ３とヘモグロビン濃度Ｈｂとのデータより、
算出した高次の相関曲線（例えば２次回帰曲線）である
基準相関関数ｈ（ｘ） ｈ（ｘ）＝ｂ₂・ｘ²＋ｂ₁・ｘ＋ｂ₀ ［但し、ｘ＝Ｉ２／Ｉ３、以下、ｈ（ｘ）をＨｂ検量線
と呼ぶ］ のＨｂ検量線記憶部と、上記ｈ（ｘ）の逆関数ｇ（Ｈ
ｂ）である逆関数ｇ（Ｈｂ）記憶部64と、この逆関数ｇ
（Ｈｂ）より上記の測定値入力手段により入力されたヘ
モグロビン濃度に対応する反射光基準比［Ｉ２／Ｉ３］
ｓ演算部65と、この演算部より出力される［Ｉ２／Ｉ
３］ｓと平均値演算部32より出力された１つのデジタル
化された反射光強度信号Ｉ２，Ｉ３より反射光強度比
（Ｉ２／Ｉ３）を演算する演算部より出力される （Ｉ２／Ｉ３）より （Ｉ２／Ｉ３）／［Ｉ２／Ｉ３］ｓ（＝Ａ） を演算する演算部66と、ヘモグロビン濃度基準値（Ｈ
ｂ′）入力部67と、上記のＨｂ検量線記憶部63のＨｂ検
量線よりヘモグロビン濃度の基準値（Ｈｂ′）（例えば
ヘモグロビン濃度15％）より反射光強度比ｇ（Ｈｂ′）
を演算する演算部68と、 上記（Ｉ２／Ｉ３）／［Ｉ２／Ｉ３］ｓ（＝Ａ） を演算する演算部66より出力されるＡと反射光強度比ｇ
（Ｈｂ′）を演算する演算部68より出力されるｇ（Ｈ
ｂ′）より、 第１の補正値［Ｉ２／Ｉ３］_Hb=Hb′ ［Ｉ２／Ｉ３］_Hb=Hb′＝Ａ×ｇ（Ｈｂ′） を演算する演算部69とからなるものであることが好まし
い。この場合においても、新たに、第１の補正値を演算
するまでは、第１の補正値は、固定された補正値とな
る。Further, preferably, as shown in FIG. 4, the first correction value calculation unit 40 calculates the reflected light intensity ratio (I2 / I3) calculation unit 60.
A measurement value input means 62 for sampling the measurement blood and measuring the hemoglobin concentration thereof, and I2 / I3 and hemoglobin concentration Hb obtained from several kinds of blood of the same animal species as the measurement target blood which has been measured in advance. From the data,
Reference correlation function h (x) h (x) = b ₂ · x ² + b ₁ · x + b ₀ that is a calculated higher-order correlation curve (for example, quadratic regression curve) [where x = I2 / I3, hereinafter, h (X) is referred to as an Hb calibration curve], and an inverse function g (H) of the above h (x)
b) the inverse function g (Hb) storage unit 64 and the inverse function g
From (Hb), the reflected light reference ratio [I2 / I3] corresponding to the hemoglobin concentration input by the above measurement value input means
s calculation unit 65 and [I2 / I output from this calculation unit
3] s and one digitized reflected light intensity signal I2, I3 output from the average value calculation unit 32, the reflected light intensity ratio (I2 / I3) is output from the operation unit (I2 / I3) From the calculation unit 66 for calculating (I2 / I3) / [I2 / I3] s (= A), and the hemoglobin concentration reference value (H
b ') From the input section 67 and the Hb calibration curve of the Hb calibration curve storage section 63, the reflected light intensity ratio g (Hb') is calculated from the reference value (Hb ') of the hemoglobin concentration (for example, hemoglobin concentration of 15%).
And the reflected light intensity ratio g output from the calculation unit 68 that calculates (I2 / I3) / [I2 / I3] s (= A)
G (H
b ′), a first correction value [I2 / I3] _{Hb = Hb} ′ [I2 / I3] _{Hb = Hb} ′ = A × g (Hb ′). preferable. Even in this case, the first correction value is a fixed correction value until the first correction value is newly calculated.

また上記説明では、Ｈｂ検量線記憶部63と、ヘモグロビ
ン濃度基準値（Ｈｂ′）入力部６７と、上述のようにＨ
ｂ検量線に基づき算出されたその逆関数ｇ（Ｈｂ）よ
り、ヘモグロビン濃度の基準値（Ｈｂ′）（例えばヘモ
グロビン濃度15％）より反射光強度比ｇ（Ｈｂ′）を演
算する演算部68とを設けた場合について説明したが、あ
らかじめヘモグロビン濃度の基準値（Ｈｂ′）を例えば
ヘモグロビン濃度15％に固定しそのとき（ヘモグロビン
濃度15％のとき）のＨｂ検量線より算出される反射光強
度比ｇ（Ｈｂ′）の値を記憶する記憶部とすることによ
り、Ｈｂ検量線記憶部と、ヘモグロビン濃度基準値入力
部67と、Ｈｂ検量線記憶部のＨｂ検量線よりヘモグロビ
ン濃度の基準値（Ｈｂ′）の反射光強度比ｇ（Ｈｂ′）
を演算する演算部とを設けないものとしてもよい。Further, in the above description, the Hb calibration curve storage unit 63, the hemoglobin concentration reference value (Hb ′) input unit 67, and the Hb
a calculation unit 68 for calculating a reflected light intensity ratio g (Hb ') from a reference value (Hb') of hemoglobin concentration (for example, hemoglobin concentration 15%) from the inverse function g (Hb) calculated based on the b calibration curve. The case where the reference value (Hb ') of the hemoglobin concentration is fixed to the hemoglobin concentration of 15% in advance and the reflected light intensity ratio calculated from the Hb calibration curve at that time (when the hemoglobin concentration is 15%) has been described. By using a storage unit that stores the value of g (Hb ′), the Hb calibration curve storage unit, the hemoglobin concentration reference value input unit 67, and the Hb calibration curve storage unit Hb calibration curve are used to determine the hemoglobin concentration reference value (Hb ′) Reflected light intensity ratio g (Hb ′)
It is also possible not to provide a calculation unit for calculating

上記の第１の補正値演算部40より、出力される第１の補
正値信号Ｘ（＝［Ｉ２／Ｉ３］_Hb=Hb′）は、継続的に
平均値演算部32より出力されるデジタル化された反射光
強度信号［Ｉ３］とともに第２の補正値演算部42に入力
される。第２の補正値演算部では、あらかじめ記憶して
いる定数Ｃ₀を用いて、第２の補正値Ｃ₁ Ｃ₁＝Ｃ₀×［Ｉ３］×［Ｉ２／Ｉ３］_Hb=Hb′ 演算する。このように、補正値（Ｃ１）の算出に、逐次
検出されるＩ３を積算している。正確な酸素飽和度の算
出に用いる補正値について、種々行った実験より、Ｉ３
を用いることにより、好適な補正値が得られたことよ
り、上記Ｃ１の算出において、Ｉ３を積算している。Ｉ
３を用いることにより好適な補正値が得られることの理
由は、明確ではないが、考えるに、Ｉ３は、80nmの波長
光の反射光強度信号であり、酸素飽和度に依存しないた
め、基本的には一定の値が検出される。しかし、このよ
うな酸素飽和度測定装置が使用される状況、例えば、心
臓手術においては、手術中の出血を補うための輸血、ま
た補液のための輸液投与といったことが行われる。これ
により、ヘモグロビン濃度が変化することが予想され
る。また、Ｉ２が何らかの要因（例えば、血液流の急速
な部分的変化、受光素子の一時的不良、発光素子の一時
的電圧低下など）で酸素飽和度に起因しない変化をした
場合、同一の波長光の反射光強度信号であるＩ３も同一
の理由により変化する可能性が高い。第２の補正値の演
算にＩ３を用いることにより、そのような変化に対応で
きると予想される。The first correction value signal X (= [I2 / I3] _{Hb = Hb} ') output from the first correction value calculation unit 40 is continuously output from the average value calculation unit 32 and digitized. The reflected light intensity signal [I3] is input to the second correction value calculation unit 42. In the second correction value calculation unit, the second correction value C ₁ C ₁ = C ₀ × [I3] × [I2 / I3] _{Hb = Hb} ′ is calculated using the constant C ₀ stored in advance. In this way, the sequentially detected I3 is added to the calculation of the correction value (C1). Regarding the correction value used for accurate calculation of oxygen saturation, I3
Since a suitable correction value is obtained by using, I3 is integrated in the calculation of C1. I
The reason why a suitable correction value is obtained by using 3 is not clear, but it is considered that I3 is a reflected light intensity signal of 80 nm wavelength light and does not depend on oxygen saturation. A constant value is detected. However, in a situation where such an oxygen saturation measuring device is used, for example, in heart surgery, blood transfusion for supplementing bleeding during surgery, and infusion administration for fluid replacement are performed. This is expected to change the hemoglobin concentration. When I2 changes due to some factor (for example, a rapid partial change in blood flow, a temporary defect of the light receiving element, a temporary voltage drop of the light emitting element, etc.), the same wavelength light is emitted. The reflected light intensity signal I3 of I3 is likely to change for the same reason. It is expected that such a change can be dealt with by using I3 for the calculation of the second correction value.

上記第２の補正値演算部44より出力される第２の補正値
信号Ｃ₁は、継続的に平均値演算部32より出力されるデ
ジタル化された反射光強度信号［Ｉ１］［Ｉ２］ととも
に補正反射光強度比演算部44に入力される。そして、こ
の演算部44は、上記各信号より、補正反射光強度比Ｒ
ｓ、 Ｒｓ＝（［Ｉ２］−Ｃ₁）／（［Ｉ１］−Ｃ₁） 演算する。The second correction value signal C ₁ output from the second correction value calculation unit 44 is continuously output together with the digitized reflected light intensity signals [I1] [I2] output from the average value calculation unit 32. It is input to the corrected reflected light intensity ratio calculation unit 44. Then, the calculating unit 44 uses the above signals to correct the corrected reflected light intensity ratio R
s, Rs = ([I2] -C 1) / ([I1] -C 1) computed.

そして、酸素飽和度演算手段４は、あらかじめ測定した
ある数種の血液からのデータについてのＲｓ＝（［Ｉ
２］−Ｃ₁）／（［Ｉ１］−Ｃ₁）と酸素飽和度との相関
曲線を３次回帰した、基準相関関数ｆ（ｘ）、ｘ＝Ｒｓ ｆ（ｘ）＝ａ₃・Ｒｓ³＋ａ₂・Ｒｓ²＋ａ₁・Ｒｓ＋ａ
₀（＝SO₂） の記憶部を有しており、上記補正反射光強度比演算部44
より出力される補正反射光強度比信号Ｒｓより、酸素飽
和度ＳＯ_２を演算する。尚、第２の補正値Ｃ₁の定数Ｃ₀
は、基準相関関数ｆ（ｘ）に対するデータのバラツキを
標準偏差で示し、その値が最小になるように決めた。Then, the oxygen saturation calculation means 4 calculates Rs = ([I
2] −C ₁ ) / ([I1] −C ₁ ) and the oxygen saturation were subjected to cubic regression to obtain a standard correlation function f (x), x = Rs f (x) = a ₃ · Rs ³ + A ₂ · Rs ² + a ₁ · Rs + a
_It has a storage unit for ₀ (= SO ₂ ), and the corrected reflected light intensity ratio calculation unit 44
The oxygen saturation degree SO ₂ is calculated from the corrected reflected light intensity ratio signal Rs output from the above. The constant C _{0 of} the second correction value C ₁
Indicates the variation of data with respect to the standard correlation function f (x) by the standard deviation, and the value was determined so as to be the minimum.

そして酸素飽和度演算手段４より出力される信号は、表
示器35により表示される。表示器35としては、外部に測
定値を報知することができればよく、ブラウン管、プリ
ンタ、液晶表示器、レコーダー等公知のものが使用でき
る。The signal output from the oxygen saturation calculation means 4 is displayed on the display 35. As the display device 35, a known device such as a cathode ray tube, a printer, a liquid crystal display device or a recorder may be used as long as it can notify the measured value to the outside.

次に、本願第２の発明を第５図に示す実施例を用いて説
明する。Next, the second invention of the present application will be described with reference to the embodiment shown in FIG.

本発明の酸素飽和度測定装置は、光照射手段１と、光照
射手段１より血液中に照射された光の血液からの反射光
強度を検出する検出手段２と、補正手段３と、補正手段
３からの出力を用いて酸素飽和度を演算する酸素飽和度
演算手段４と、酸素飽和度演算手段４からの出力を表示
する表示器５により形成されている。The oxygen saturation measuring device of the present invention comprises a light irradiation unit 1, a detection unit 2 for detecting the intensity of light reflected from blood by the light irradiated into the blood by the light irradiation unit 1, a correction unit 3, and a correction unit. It is formed by an oxygen saturation calculation means 4 for calculating the oxygen saturation using the output from 3 and a display 5 for displaying the output from the oxygen saturation calculation means 4.

光照射手段１、検出手段２、酸素飽和度演算手段４およ
び表示器５については、第１図ないし第３図に示すもの
と同じである。そこで、相違する補正手段について説明
する。The light irradiation means 1, the detection means 2, the oxygen saturation calculation means 4 and the display 5 are the same as those shown in FIGS. 1 to 3. Therefore, different correcting means will be described.

補正手段３は、第１の補正値演算部40と、第２の補正値
演算部42と、補正反射光強度比演算部44とを有してい
る。The correction unit 3 includes a first correction value calculation unit 40, a second correction value calculation unit 42, and a corrected reflected light intensity ratio calculation unit 44.

第１の補正値演算部40は、第６図に示すように、あらか
じめ測定してある測定対象血液と同じ動物種についての
数種の血液から得たＩ２／Ｉ３とヘモグロビン濃度Ｈｂ
とのデータより、算出した高次の相関曲線（例えば２次
回帰曲線）である基準相関関数ｈ（ｘ） ｈ（ｘ）＝ｂ₂・ｘ²＋ｂ₁・ｘ＋ｂ₀ ［但し、ｘ＝Ｉ２／Ｉ３、以下、ｈ（ｘ）をＨｂ検量線
と呼ぶ］ の上述のＨｂ検量線に基づき算出されたその逆関数ｇ
（Ｈｂ）の記憶部64と、ヘモグロビン濃度基準値（Ｈ
ｂ′）入力部67と、上記のＨｂ検量線記憶部63のＨｂ検
量線よりヘモグロビン濃度の基準値（Ｈｂ′）（例えば
ヘモグロビン濃度15％）より第１の補正値となる反射光
強度比ｇ（Ｈｂ′）を演算する演算部68とからなるもの
である。As shown in FIG. 6, the first correction value calculation unit 40 calculates I2 / I3 and hemoglobin concentration Hb obtained from several kinds of blood of the same animal species as the blood to be measured which is measured in advance.
And the reference correlation function h (x) h (x) = b ₂ · x ² + b ₁ · x + b _0, which is a calculated higher-order correlation curve (for example, a quadratic regression curve), where x = I2 / I3, hereinafter h (x) is referred to as Hb calibration curve], and its inverse function g calculated based on the above Hb calibration curve
(Hb) storage unit 64 and hemoglobin concentration reference value (H
b ′) The input light source 67 and the reflected light intensity ratio g which becomes the first correction value from the reference value (Hb ′) of the hemoglobin concentration (eg, hemoglobin concentration 15%) from the Hb calibration curve of the Hb calibration curve storage unit 63. And (Hb ').

また、上記説明では、Ｈｂ検量線記憶部63と，ヘモグロ
ビン濃度基準値（Ｈｂ′）入力部67と、上述のＨｂ検量
線に基づき算出されたその逆関数ｇ（Ｈｂ）より、ヘモ
グロビン濃度の基準値（Ｈｂ′）（例えばヘモグロビン
濃度15％）より第１の補正値となる反射光強度比ｇ（Ｈ
ｂ′）を演算する演算部68とを設けた場合について説明
したが、あらかじめヘモグロビン濃度の基準値（Ｈ
ｂ′）を例えばヘモグロビン濃度15％に固定し、そのと
き（ヘモグロビン濃度15％のとき）のＨｂ検量線より算
出される反射光強度比ｇ（Ｈｂ′）の値を記憶する記憶
部とすることにより、Ｈｂ検量線記憶部と、ヘモグロビ
ン濃度基準値入力部67と、Ｈｂ検量線記憶部のＨｂ検量
線よりヘモグロビン濃度の基準値（Ｈｂ′）の反射光強
度比ｇ（Ｈｂ′）を演算する演算部とを設けないものと
してもよい。上記の第１の補正値演算部40の反射光強度
比ｇ（Ｈｂ′）を演算する演算部68より出力される第１
の補正値信号Ｘ（＝［Ｉ２／Ｉ３］_Hb=Hb′）は、継続
的に平均値演算部32より出力されるデジタル化された反
射光強度信号［Ｉ３］とともに第２の補正値演算部42に
入力される。第２の補正値演算部では、あらかじめ記憶
している定数Ｃ₀を用いて、第２の補正値Ｃ₁ Ｃ₁＝Ｃ₀×［Ｉ３］×［Ｉ２／Ｉ３］_Hb=Hb′ を演算する。Also, in the above description, the Hb calibration curve storage unit 63, the hemoglobin concentration reference value (Hb ′) input unit 67, and the inverse function g (Hb) calculated based on the above Hb calibration curve are used to determine the hemoglobin concentration reference value. From the value (Hb ') (for example, hemoglobin concentration of 15%), the reflected light intensity ratio g (H
The case where the calculation unit 68 for calculating b ′) is provided has been described, but the reference value (H
b ') is fixed to, for example, a hemoglobin concentration of 15%, and the storage unit stores the value of the reflected light intensity ratio g (Hb') calculated from the Hb calibration curve at that time (when the hemoglobin concentration is 15%). Thus, the reflected light intensity ratio g (Hb ') of the hemoglobin concentration reference value (Hb') is calculated from the Hb calibration curve storage unit, the hemoglobin concentration reference value input unit 67, and the Hb calibration curve of the Hb calibration curve storage unit. The calculation unit may not be provided. The first correction value calculator 40 outputs the first output from the calculator 68 that calculates the reflected light intensity ratio g (Hb ').
Correction value signal X (= [I2 / I3] _{Hb = Hb} ') of the second correction value calculation unit together with the digitized reflected light intensity signal [I3] continuously output from the average value calculation unit 32. Entered in 42. The second correction value calculation unit calculates a second correction value C ₁ C ₁ = C ₀ × [I3] × [I2 / I3] _{Hb = Hb} ′ using the constant C ₀ stored in advance. .

上記第２の補正値演算部44より出力される第２の補正値
信号Ｃ₁は、継続的に平均値演算部32より出力されるデ
ジタル化された反射光強度信号［Ｉ１］［Ｉ２］ととも
に補正反射光強度比演算部44に入力される。そして、こ
の演算部44は、上記各信号より、補正反射光強度比Ｒ
ｓ、 Ｒｓ＝（［Ｉ２］−Ｃ₁）／（［Ｉ１］−Ｃ₁） を演算する。The second correction value signal C ₁ output from the second correction value calculation unit 44 is continuously output together with the digitized reflected light intensity signals [I1] [I2] output from the average value calculation unit 32. It is input to the corrected reflected light intensity ratio calculation unit 44. Then, the calculating unit 44 uses the above signals to correct the corrected reflected light intensity ratio R
s, Rs = ([I2] −C ₁ ) / ([I1] −C ₁ ) is calculated.

そして、酸素飽和度演算手段４は、あらかじめ測定した
ある数種の血液からのデータについてのＲｓ＝（［Ｉ
２］−Ｃ₁）／（［Ｉ１］−Ｃ₁）と酸素飽和度との相関
曲線を３次回帰した、基準相関関数ｆ（ｘ）、ｘ＝Ｒｓ ｆ（ｘ）＝ａ₃・Ｒ_S ³＋ａ₂・Ｒ_S ²＋ａ₁・Ｒ_S＋ａ₀（＝S
O₂） の記憶部を有しており、上記補正反射光強度比演算部44
より出力される補正反射光強度比信号Ｒｓより、酸素飽
和度ＳＯ₂を演算する。尚、第２の補正値Ｃ₁の定数Ｃ₀
は、基準相関関数ｆ（ｘ）に対するデータのバラツキを
標準偏差で示し、その値が最小になるように決めた。Then, the oxygen saturation calculation means 4 calculates Rs = ([I
2] −C ₁ ) / ([I1] −C ₁ ) and the oxygen saturation are subjected to cubic regression to obtain a standard correlation function f (x), x = Rs f (x) = a ₃ · _RS. ³ + a ₂ · _RS ² + a ₁ · _RS + a ₀ (= S
O ₂ ) is stored in the corrected reflected light intensity ratio calculation unit 44.
The oxygen saturation degree SO ₂ is calculated from the corrected reflected light intensity ratio signal Rs output from the above. The constant C _{0 of} the second correction value C ₁
Indicates the variation of data with respect to the standard correlation function f (x) by the standard deviation, and the value was determined so as to be the minimum.

そして酸素飽和度演算手段４より出力される信号は、表
示器35により表示される。The signal output from the oxygen saturation calculation means 4 is displayed on the display 35.

次に、本発明の酸素飽和度測定装置による酸素飽和度測
定方法を実施例を用いて第７図ないし第９図のフローチ
ャートを参照して説明する。Next, an oxygen saturation measuring method by the oxygen saturation measuring device of the present invention will be described with reference to the flowcharts of FIGS. 7 to 9 using an embodiment.

（実施例１） 第７図に示す実施例では、ステップＳ１として、第２図
に示したセンサープローブを取り付けた第３図に示した
形状のコネクターを血液回路に取り付ける。(Embodiment 1) In the embodiment shown in FIG. 7, as step S1, the connector having the shape shown in FIG. 3 to which the sensor probe shown in FIG. 2 is attached is attached to the blood circuit.

ステップＳ２として、第１図に示した光照射手段の光フ
ァイバーの端面により形成された光照射部20より約660n
m（λ₁）および約800nm（λ₂）の光を、光ファイバー端
面により形成される光照射部19より約800nmの光を順次
血液中に照射し、検出手段２により、光照射手段１より
発せられた各光の血液からの反射光強度をｎ回検出す
る。At step S2, about 660n from the light irradiation section 20 formed by the end face of the optical fiber of the light irradiation means shown in FIG.
Light of m (λ ₁ ) and light of approximately 800 nm (λ ₂ ) is sequentially irradiated into the blood from the light irradiation section 19 formed by the end face of the optical fiber, and the detection means 2 causes the light irradiation means 1 to emit the light. The intensity of the reflected light from the blood of each of the obtained lights is detected n times.

ステップＳ３として、ｎ回検出した各反射光強度の平均
値を演算しデジタル化された反射光強度信号Ｉ１，Ｉ
２，Ｉ３を出力する。In step S3, the average value of the reflected light intensities detected n times is calculated, and the reflected light intensity signals I1 and I are digitized.
2 and I3 are output.

ステップＳ４として、ヘマトクリット値による影響を防
止するための補正として、第１の補正値の演算を行うか
判断し、する場合は、ステップ５に進む。In step S4, it is determined whether or not the first correction value is calculated as the correction for preventing the influence of the hematocrit value. If yes, the process proceeds to step 5.

ステップＳ５として、ステップ３より出力された１つの
（最初に出力された）デジタル化された反射光強度信号
Ｉ２，Ｉ３より反射光強度比（Ｉ２／Ｉ３）の演算を行
い、第１の補正値［Ｉ２／Ｉ３］_Hb=Hb′として記憶す
る。In step S5, the reflected light intensity ratio (I2 / I3) is calculated from the one (first output) digitized reflected light intensity signal I2, I3 output in step 3, and a first correction value is calculated. [I2 / I3] Store as _{Hb = Hb} '.

ステップＳ６として、上記ステップＳ５により記憶され
た第１の補正値と、ステップＳ３より継続的に出力され
るデジタル反射光強度信号［Ｉ３］と、あらかじめ記憶
しているＣ₀（この実施例では、0.23）より第２の補正
値Ｃ₁ Ｃ₁＝Ｃ₀×［Ｉ３］×［Ｉ２／Ｉ３］_Hb=Hb′ を算出する。In step S6, the first correction value stored in step S5, the digital reflected light intensity signal [I3] continuously output in step S3, and C ₀ stored in advance (in this embodiment, The second correction value C ₁ C ₁ = C ₀ × [I3] × [I2 / I3] _{Hb = Hb} ′ is calculated from 0.23).

ステップＳ７として、ステップＳ６で出力される第２の
補正値Ｃ₁と、ステップＳ３より継続的に出力されるデ
ジタル化された反射光強度信号［Ｉ１］［Ｉ２］とによ
り、補正反射光強度比Ｒｓ、 Ｒｓ＝（［Ｉ２］−Ｃ₁）／（［Ｉ１］−Ｃ₁） を演算する。In step S7, the corrected reflected light intensity ratio is calculated using the second correction value C ₁ output in step S6 and the digitized reflected light intensity signals [I1] [I2] continuously output in step S3. Rs and Rs = ([I2] −C ₁ ) / ([I1] −C ₁ ) are calculated.

ステップＳ８として、ステップＳ７より出力された補正
反射光強度比Ｒｓより、あらかじめ測定したある数種の
血液からのデータについてのＲｓ＝（［Ｉ２］−Ｃ₁）
／（［Ｉ１］−Ｃ₁）と酸素飽和度との相関曲線を３次
回帰した、基準相関関数ｆ（ｘ）、ｘ＝Ｒｓ ｆ（ｘ）＝ａ₃・Ｒｓ³＋ａ₂・Ｒｓ²＋ａ₁・Ｒｓ＋ａ
₀（＝SO₂） （この実施例では、 ｆ（ｘ）＝-4.165Ｒｓ³＋38.08Ｒｓ²−136.0Ｒｓ＋180.
0より酸素飽和度を算出する。In step S8, Rs = ([I2] −C ₁ ) for data from a certain number of blood measured in advance from the corrected reflected light intensity ratio Rs output in step S7.
/ ([I1] -C ₁₎ and a correlation curve between the oxygen saturation 3 ascribed next reference correlation function f (x), x = Rs f (x) = a 3 · Rs 3 + a 2 · Rs 2 + a ₁・ Rs + a
₀ (= SO ₂ ) (In this example, f (x) = − 4.165 Rs ³ +38.08 Rs ² −136.0 Rs + 180.
Oxygen saturation is calculated from 0.

ステップＳ９として、ステップＳ８で算出された酸素飽
和度を表示する。In step S9, the oxygen saturation calculated in step S8 is displayed.

ステップＳ10として、測定を終了するか判断し、終了し
ない場合は、ステップＳ２に戻り測定を繰り返す。In step S10, it is determined whether the measurement is to be ended. If not, the process returns to step S2 to repeat the measurement.

この実施例１の方法を用いて、データ数（ｎ＝79につい
て行った酸素飽和度と対照として用いたＯＳＭ２ヘモキ
シメーター（ラジオメーター社製）で測定した酸素飽和
度との関係を第10図に示す。この結果より、ＯＳＭ２ヘ
モキシメーターにより酸素飽和度の値（ｙ）に対し、本
発明の方法により得られた酸素飽和度の値（ｘ）は、相
関係数＝１（ｙ＝ｘ）に近く、誤差（Ｓ．Ｄ．）も十分
小さく正確な測定を行えるものであることが確認でき
た。FIG. 10 shows the relationship between the number of data (oxygen saturation measured for n = 79) and the oxygen saturation measured with an OSM2 hemoximeter (manufactured by Radiometer) used as a control by using the method of Example 1. From the results, the oxygen saturation value (x) obtained by the method of the present invention is correlated with the oxygen saturation value (y) by the OSM2 hemoximeter, and the correlation coefficient is 1 (y = x ), The error (SD) was sufficiently small, and it was confirmed that accurate measurement could be performed.

（実施例２） 第８図に示す実施例２では、ステップＳ１として、第２
図に示したセンサープローブを取り付けた第３図に示し
た形状のコネクターを血液回路に取り付ける。(Example 2) In Example 2 shown in FIG.
The connector having the shape shown in FIG. 3 to which the sensor probe shown in the figure is attached is attached to the blood circuit.

ステップＳ２として、第１図に示した光照射手段の光フ
ァイバーの端面により形成された光照射部20より約660n
m（λ₁）および約800nm（λ₂）の光を、光ファイバー端
面により形成される光照射部19より約800nmの光を順次
血液中に照射し、検出手段２により、光照射手段１より
発せられた各光の血液からの反射光強度をｎ回検出す
る。At step S2, about 660n from the light irradiation section 20 formed by the end face of the optical fiber of the light irradiation means shown in FIG.
Light of m (λ ₁ ) and light of approximately 800 nm (λ ₂ ) is sequentially irradiated into the blood from the light irradiation section 19 formed by the end face of the optical fiber, and the detection means 2 causes the light irradiation means 1 to emit the light. The intensity of the reflected light from the blood of each of the obtained lights is detected n times.

ステップＳ３として、ｎ回検出した各反射光強度の平均
値を演算しデジタル化された反射光強度信号Ｉ１，Ｉ
２，Ｉ３を出力する。In step S3, the average value of the reflected light intensities detected n times is calculated, and the reflected light intensity signals I1 and I are digitized.
2 and I3 are output.

ステップＳ４として、ヘマトクリット値による影響を防
止するための補正として、ヘモグロビン濃度に対する補
正に用いられる第１の補正値の演算を行うか判断し、す
る場合は、ステップ５ａおよびステップ５ｂ１に進む。
ステップ５ａとして、ステップ３より出力された１つの
（最初に出力された）デジタル化された反射光強度信号
Ｉ２，Ｉ３より反射光強度比（Ｉ２／Ｉ３）の演算を行
い、［Ｉ２］／［Ｉ３］を算出する。In step S4, as a correction for preventing the influence of the hematocrit value, it is determined whether or not to calculate the first correction value used for the correction of the hemoglobin concentration, and if so, the process proceeds to steps 5a and 5b1.
In step 5a, the reflected light intensity ratio (I2 / I3) is calculated from the one (first output) digitized reflected light intensity signal I2, I3 output in step 3, and [I2] / [ I3] is calculated.

ステップ５ｂ１として、測定血液をサンプリングしその
ヘモグロビン濃度を測定する。In step 5b1, the measurement blood is sampled and the hemoglobin concentration thereof is measured.

ステップ５ｂ２として、あらかじめ測定し記憶されてい
る数種の血液から得たＩ２／Ｉ３とヘモグロビン濃度Ｈ
ｂとのデータより、算出した高次の相関曲線（例えば２
次回帰曲線）である基準相関関数ｈ（ｘ） ｈ（ｘ）＝ｂ₂・ｘ²＋ｂ₁・ｘ＋ｂ₀ ｈ（ｘ）＝−21.51ｘ²＋53.02ｘ−7.912 ［但し、ｘ＝Ｉ２／Ｉ３、以下、ｈ（ｘ）をＨｂ検量線
と呼ぶ］ と同様に記憶されているＨｂ検量線ｈ（ｘ）の逆関数ｇ
（Ｈｂ）である より測定されたヘモグロビン濃度に対応する反射光強度
比［Ｉ２／Ｉ３］ｓを演算する。As step 5b2, I2 / I3 and hemoglobin concentration H obtained from several types of blood that have been measured and stored in advance.
A higher-order correlation curve (for example, 2
Next-order regression curve) h (x) h (x) = b ₂ · x ² + b ₁ · x + b ₀ h (x) = − 21.51x ² + 53.02x−7.912 [where x = I2 / I3 , H (x) will be referred to as an Hb calibration curve below.] Inverse function g of the Hb calibration curve h (x) stored in the same manner as
(Hb) The reflected light intensity ratio [I2 / I3] s corresponding to the hemoglobin concentration measured by the above is calculated.

ステップＳ６として、ステップ５ａにより出力される
［Ｉ２］／［Ｉ３］とステップ５ｂ２に出力される［Ｉ
２／Ｉ３］ｓとより、両者の比 ［Ｉ２］／［Ｉ３］／［Ｉ２／Ｉ３］ｓ（＝Ａ） を算出する。In step S6, [I2] / [I3] output in step 5a and [I2] / [I3] output in step 5b2 are output.
The ratio [I2] / [I3] / [I2 / I3] s (= A) of the two is calculated from 2 / I3] s.

ステップＳ７として、記憶されているＨｂ検量線よりヘ
モグロビン濃度の基準値（Ｈｂ′）（この実施例ではヘ
モグロビン濃度15％）の反射光強度比ｇ（Ｈｂ′）を算
出し、上記ステップＳ６より出力される ［Ｉ２］／［Ｉ３］／［Ｉ２／Ｉ３］ｓ（＝Ａ） とにより、第１の補正値［Ｉ２／Ｉ３］_Hb=Hb′ ［Ｉ２／Ｉ３］_Hb=Hb′＝Ａ×ｇ（Ｈｂ′） を算出する。In step S7, the reflected light intensity ratio g (Hb ') of the reference value (Hb') of hemoglobin concentration (hemoglobin concentration 15% in this embodiment) is calculated from the stored Hb calibration curve, and output from step S6. [I2] / [I3] / [I2 / I3] s (= A), the first correction value [I2 / I3] _{Hb = Hb} ′ [I2 / I3] _{Hb = Hb} ′ = A × g Calculate (Hb ').

ステップＳ８として、上記ステップＳ７により記憶され
た第１の補正値と、ステップＳ３より継続的に出力され
るデジタル反射光強度信号［Ｉ３］と、あらかじめ記憶
しているＣ₀（この実施例では、0.26）より第２の補正
値Ｃ₁ Ｃ₁＝Ｃ₀×［Ｉ３］×［Ｉ２／Ｉ３］_Hb=Hb′ を算出する。In step S8, the first correction value stored in step S7, the digital reflected light intensity signal [I3] continuously output in step S3, and C ₀ stored in advance (in this embodiment, The second correction value C ₁ C ₁ = C ₀ × [I3] × [I2 / I3] _{Hb = Hb} ′ is calculated from 0.26).

ステップＳ９として、ステップ８で出力される第２の補
正値Ｃ₁と、ステップＳ３より継続的に出力されるデジ
タル化された反射光強度信号［Ｉ１］，［Ｉ２］とによ
り、補正反射光強度比Ｒｓ、 Ｒｓ＝（［Ｉ２］−Ｃ₁）／（［Ｉ１］−Ｃ₁） を演算する。In step S9, the corrected reflected light intensity is calculated by the second correction value C ₁ output in step 8 and the digitized reflected light intensity signals [I1] and [I2] continuously output in step S3. the ratio Rs, Rs = ([I2] -C 1) / calculates the ([I1] -C _1).

ステップＳ10として、ステップＳ９より出力された補正
反射光強度比Ｒｓより、あらかじめ測定したある数種の
血液からのデータについてのＲｓ＝（［Ｉ２］−Ｃ₁）
／（［Ｉ１］−Ｃ₁）と酸素飽和度との相関曲線を３次
回帰した、基準相関関数ｈ（ｘ）、ｘ＝Ｒｓ ｈ（ｘ）＝ａ₃・Ｒｓ³＋ａ₂・Ｒｓ²＋ａ₁・Ｒｓ＋ａ
₀（＝SO₂） （この実施例では、 ｈ（ｘ）＝−4.165Ｒｓ³＋38.08Ｒｓ²−136.0Ｒｓ＋18
0.0 より酸素飽和度を算出する。In step S10, Rs = ([I2] −C ₁ ) for data from some blood measured in advance from the corrected reflected light intensity ratio Rs output in step S9.
/ ([I1] -C ₁₎ and a correlation curve between the oxygen saturation 3 ascribed next reference correlation function h (x), x = Rs h (x) = a 3 · Rs 3 + a 2 · Rs 2 + a ₁・ Rs + a
₀ (= SO ₂ ) (In this example, h (x) = − 4.165Rs ³ + 38.08Rs ² −136.0Rs + 18
Calculate oxygen saturation from 0.0.

ステップＳ11として、ステップＳ10で算出された酸素飽
和度を表示する。In step S11, the oxygen saturation calculated in step S10 is displayed.

ステップＳ12として、測定を終了するか判断し、終了し
ない場合は、ステップＳ２に戻り測定を繰り返す。In step S12, it is determined whether the measurement is to be ended. If not, the process returns to step S2 to repeat the measurement.

この実施例２により得られた酸素飽和度と対照として用
いたＯＳＭ２ヘモキシメーター（ラジオメーター社製）
で測定した酸素飽和度との関係を第11図に示す。この結
果より、ＯＳＭ２ヘモキシメーターにより酸素飽和度の
値（ｙ）に対し、本発明の方法により得られた酸素飽和
度の値（ｘ）は、相関係数＝１（ｙ＝ｘ）に極めて近
く、誤差（Ｓ．Ｄ．）も十分小さく正確な測定を行える
ものであることが確認できた。The oxygen saturation obtained according to this Example 2 and the OSM2 hemoximeter used as a control (manufactured by Radiometer)
Fig. 11 shows the relationship with the oxygen saturation measured in. From this result, the oxygen saturation value (x) obtained by the method of the present invention is extremely high in correlation coefficient = 1 (y = x) with respect to the oxygen saturation value (y) measured by the OSM2 hemoximeter. It was confirmed that the error (SD) was close enough and accurate measurement was possible.

（実施例３） 第９図に示す実施例３では、ステップＳ１として、第２
図に示したセンサープローブを取り付けた第３図に示し
た形状のコネクターを血液回路に取り付ける。(Example 3) In Example 3 shown in FIG.
The connector having the shape shown in FIG. 3 to which the sensor probe shown in the figure is attached is attached to the blood circuit.

ステップＳ２として、第１図に示した光照射手段の光フ
ァイバーの端面により形成された光照射部20より約660n
m（λ₁）および約800nm（λ₂）の光を、光ファイバー端
面により形成される光照射部19より約800nmの光を順次
血液中に照射し、検出手段２により、光照射手段１より
発せられた各光の血液からの反射光強度をｎ回検出す
る。At step S2, about 660n from the light irradiation section 20 formed by the end face of the optical fiber of the light irradiation means shown in FIG.
Light of m (λ ₁ ) and light of approximately 800 nm (λ ₂ ) is sequentially irradiated into the blood from the light irradiation section 19 formed by the end face of the optical fiber, and the detection means 2 causes the light irradiation means 1 to emit the light. The intensity of the reflected light from the blood of each of the obtained lights is detected n times.

ステップＳ３として、ｎ回検出した各反射光強度の平均
値を演算しデジタル化された反射光強度信号Ｉ１，Ｉ
２，Ｉ３を出力する。In step S3, the average value of the reflected light intensities detected n times is calculated, and the reflected light intensity signals I1 and I are digitized.
2 and I3 are output.

ステップＳ４として、第１の補正値を演算するか判断
し、する場合は、ステップ５に進む。In step S4, it is determined whether or not to calculate the first correction value, and if so, the process proceeds to step 5.

ステップ５では、あらかじめ測定し記憶されている数種
の血液から得たＩ２／Ｉ３とヘモグロビン濃度Ｈｂとの
データより、算出した高次の相関曲線（例えば２次回帰
曲線）である基準相関関数ｈ（ｘ） ｈ（ｘ）＝ｂ₂・ｘ²＋ｂ₁・ｘ＋ｂ₀ ｈ（ｘ）＝−69.60ｘ²＋100.1ｘ−15.18 ［但し、ｘ＝Ｉ２／Ｉ３、以下、ｈ（ｘ）をＨｂ検量線
と呼ぶ］ よりヘモグロビン濃度の基準値（Ｈｂ′）（この実施例
ではヘモグロビン濃度15％）の反射光強度比ｇ（Ｈ
ｂ′）を算出し、第１の補正値となる［Ｉ２／Ｉ３］
_Hb=Hb′を算出する。In step 5, a reference correlation function h which is a higher-order correlation curve (for example, a quadratic regression curve) calculated from the data of I2 / I3 and hemoglobin concentration Hb obtained from several kinds of blood which are measured and stored in advance. (X) h (x) = b ₂ · x ² + b ₁ · x + b ₀ h (x) = − 69.60x ² + 100.1x−15.18 [where x = I2 / I3, hereinafter, h (x) is Hb calibration Is called a line], and the reflected light intensity ratio g (H) of the reference value (Hb ′) of hemoglobin concentration (hemoglobin concentration 15% in this embodiment)
b ′) is calculated and becomes the first correction value [I2 / I3]
Calculate _{Hb = Hb} ′.

ステップＳ６として、上記ステップＳ５により演算され
記憶された第１の補正値と、ステップＳ３より継続的に
出力されるデジタル反射光強度信号［Ｉ３］と、あらか
じめ記憶しているＣ₀（この実施例では、0.26）より第
２の補正値Ｃ₁ Ｃ₁＝Ｃ₀×［Ｉ３］×［Ｉ２／Ｉ３］ を算出する。In step S6, the first correction value calculated and stored in step S5, the digital reflected light intensity signal [I3] continuously output in step S3, and C ₀ stored in advance (in this embodiment) Then, the second correction value C ₁ C ₁ = C ₀ × [I3] × [I2 / I3] is calculated from 0.26).

ステップＳ７として、ステップ６で出力される第２の補
正値Ｃ₁と、ステップＳ３より継続的に出力されるデジ
タル化された反射光強度信号［Ｉ１］，［Ｉ２］とによ
り、補正反射光強度比Ｒｓ、 Ｒｓ＝（［Ｉ２］−Ｃ₁）／（［Ｉ１］−Ｃ₁） を演算する。In step S7, the corrected reflected light intensity is calculated by the second correction value C ₁ output in step 6 and the digitized reflected light intensity signals [I1] and [I2] continuously output in step S3. the ratio Rs, Rs = ([I2] -C 1) / calculates the ([I1] -C _1).

ステップＳ８として、ステップＳ７より出力された補正
反射光強度比Ｒｓより、あらかじめ測定したある数種の
血液からのデータについてのＲｓ＝（［Ｉ２］−Ｃ₁）
／（［Ｉ１］−Ｃ₁）と酸素飽和度との相関曲線を３次
回帰した、基準相関関数ｈ（ｘ）、ｘ＝Ｒｓ ｆ（ｘ）＝ａ₃・Ｒｓ³＋ａ₂・Ｒｓ²＋ａ₁・Ｒｓ＋ａ
₀（＝SO₂） （この実施例では、 ｆ（ｘ）＝−4.165Ｒｓ³＋38.08Ｒｓ²−136.0Ｒｓ＋18
0.0 より酸素飽和度を算出する。In step S8, Rs = ([I2] −C ₁ ) for data from a certain number of blood measured in advance from the corrected reflected light intensity ratio Rs output in step S7.
/ ([I1] -C ₁₎ and a correlation curve between the oxygen saturation 3 ascribed next reference correlation function h (x), x = Rs f (x) = a 3 · Rs 3 + a 2 · Rs 2 + a ₁・ Rs + a
₀ (= SO ₂ ) (In this example, f (x) = − 4.165Rs ³ + 38.08Rs ² −136.0Rs + 18
Calculate oxygen saturation from 0.0.

ステップＳ９として、ステップＳ８で算出された酸素飽
和度を表示する。In step S9, the oxygen saturation calculated in step S8 is displayed.

ステップＳ10として、測定を終了するか判断し、終了し
ない場合は、ステップＳ２に戻り測定を繰り返す。In step S10, it is determined whether the measurement is to be ended. If not, the process returns to step S2 to repeat the measurement.

この実施例３により得られた酸素飽和度と対照として用
いたＯＳＭ２ヘモキシメーター（ラジオメーター社製）
で測定した酸素飽和度との関係を第12図に示す。この結
果より、ＯＳＭ２ヘモキシメーターにより酸素飽和度の
値（ｙ）に対し、本発明の方法により得られた酸素飽和
度の値（ｘ）は、相関係数＝１（ｙ＝ｘ）に極めて近
く、誤差（Ｓ．Ｄ．）も十分小さく正確な測定を行える
ものであることが確認できた。The oxygen saturation obtained in this Example 3 and the OSM2 hemoximeter used as a control (manufactured by Radiometer)
Fig. 12 shows the relationship with the oxygen saturation measured in. From this result, the oxygen saturation value (x) obtained by the method of the present invention is extremely high in correlation coefficient = 1 (y = x) with respect to the oxygen saturation value (y) measured by the OSM2 hemoximeter. It was confirmed that the error (SD) was close enough and accurate measurement was possible.

［発明の効果］ 本願第１の発明の酸素飽和度測定装置は、第１の波長の
光を血液中に照射する第１の光照射機能と、該第１の波
長の光と異なり、かつ酸素化ヘモグロビンと還元ヘモグ
ロビンとの吸光係数がほぼ等しい第２の波長の光を血液
中に照射する第２の光照射機能と、前記第２の波長と同
じ波長の光を血液中に照射する第３の光照射機能とを備
えた光照射手段と、前記第２の光照射機能の光照射部か
らの距離と前記第３の光照射機能の光照射部からの距離
とが異なるように設けられ、かつ前記各光照射機能の光
照射部より血液中に照射された光の血液からの反射光強
度を検出する検出手段と、前記第３の光照射機能により
照射された光の前記検出手段により検出された反射光強
度に基づく第３の反射光強度信号を用いて、ヘモグロビ
ン濃度またはヘマトクリット値に起因する測定誤差を減
少させるために用いる補正値（Ｃ₁）を演算する補正値
演算手段と、該補正値演算手段より出力される補正値
（Ｃ₁）を用いて、前記検出手段により継続的に検出さ
れる第１の光照射機能により照射された光の反射光強度
に基づく第１の反射光強度信号（Ｉ１）の補正値（Ｉ１
−Ｃ₁）および前記検出手段により継続的に検出される
第２の光照射機能により照射された光の反射光強度に基
づく第２の反射光強度信号（Ｉ２）の補正値（Ｉ２−Ｃ
₁）を演算し、これら補正値（Ｉ１−Ｃ₁）と（Ｉ２−Ｃ
₁）とを用いて、補正反射光強度比を演算する補正反射
光強度比演算手段と、該補正反射光強度比演算手段より
出力される補正反射光強度比を用いて血液中の酸素飽和
度を演算する酸素飽和度演算手段とを有し、さらに、前
記補正値演算手段は、前記第２の反射光強度信号と前記
第３の反射光強度信号との比に基づいて、第１の補正値
を演算する第１の補正値演算手段と、該第１の補正値演
算手段より出力される第１の補正値と、前記検出手段に
より継続的に検出される前記第３の光照射機能により照
射された光の反射光強度に基づく第３の反射光強度信号
（Ｉ３）とに基づいて、第２の補正値（Ｃ₁）を演算す
る第２の補正値演算手段とを有するものであるので、酸
素飽和度の低い領域においてもヘマトクリット値の影響
を受けることなく正確な酸素飽和度の値を得ることがで
き、かつ、継続的に血液中に酸素飽和度をヘマトクリッ
ト値の影響を受けることく正確に得ることができる。EFFECTS OF THE INVENTION The oxygen saturation measuring device of the first invention of the present application is different from the first light irradiation function of irradiating blood with the light of the first wavelength into the blood and the oxygen of the first wavelength. A second light irradiation function of irradiating blood with a second wavelength having substantially the same absorption coefficient of deoxyhemoglobin and deoxyhemoglobin, and a third function of irradiating blood with a light of the same wavelength as the second wavelength. A light irradiating means having a light irradiating function, and a distance from the light irradiating section having the second light irradiating function and a distance from the light irradiating section having the third light irradiating function are different from each other, And detecting means for detecting the intensity of light reflected from blood by the light radiated into the blood by the light irradiating portion of each of the light irradiating functions, and detecting the light irradiating by the third light irradiating function by the detecting means. A third reflected light intensity signal based on the reflected light intensity is used to generate hemoglobin. By using the correction value calculating means for calculating a correction value (C ₁₎ to be used in order to reduce measurement errors due to concentration or hematocrit, the correction value outputted from the correction value calculating means (C _1), wherein The correction value (I1) of the first reflected light intensity signal (I1) based on the reflected light intensity of the light emitted by the first light irradiation function that is continuously detected by the detection means.
-C ₁ ) and the correction value (I2-C) of the second reflected light intensity signal (I2) based on the reflected light intensity of the light emitted by the second light irradiation function that is continuously detected by the detection means.
₁₎ is calculated, and these correction values (I1-C ₁₎ and (I2-C
₁ ) is used to calculate the corrected reflected light intensity ratio calculating means, and the corrected reflected light intensity ratio output from the corrected reflected light intensity ratio calculating means is used to determine the oxygen saturation in blood. Oxygen saturation calculation means for calculating, and further, the correction value calculation means, based on the ratio of the second reflected light intensity signal and the third reflected light intensity signal, the first correction A first correction value calculation means for calculating a value, a first correction value output from the first correction value calculation means, and the third light irradiation function continuously detected by the detection means. A second correction value calculating means for calculating a second correction value (C ₁ ) based on a third reflected light intensity signal (I3) based on the reflected light intensity of the emitted light. Therefore, even in the low oxygen saturation region, it is not affected by the hematocrit value. You can obtain the value of the exact oxygen saturation, and continuously can be obtained that rather accurately affected by the hematocrit value oxygen saturation in the blood.

また、本願第２の発明の酸素飽和度測定装置は、第１の
波長の光を血液中に照射する第１の光照射機能と、該第
１の波長の光と異なり、かつ酸素化ヘモグロビンと還元
ヘモグロビンとの吸光係数がほぼ等しい第２の波長の光
を血液中に照射する第２の光照射機能と、前記第２の波
長と同じ波長の光を血液中に照射する第３の光照射機能
とを備えた光照射手段と、前記第２の光照射機能の光照
射部からの距離と前記第３の光照射機能の光照射部から
の距離とが異なるように設けられ、かつ前記各光照射機
能の光照射部より血液中に照射された光の血液からの反
射光強度を検出する検出手段と、前記第３の光照射機能
により照射された光の前記検出手段により検出された反
射光強度に基づく第３の反射光強度信号を用いて、ヘモ
グロビン濃度またはヘマトクリット値に起因する測定誤
差を減少させるために用いる補正値（Ｃ₁）を演算する
補正値演算手段と、該補正値演算手段より出力される補
正値（Ｃ₁）を用いて、前記検出手段により継続的に検
出される第１の光照射機能により照射された光の反射光
強度に基づく第１の反射光強度信号（Ｉ１）の補正値
（Ｉ１−Ｃ₁）および前記検出手段により継続的に検出
される第２の光照射機能により照射された光の反射光強
度に基づく第２の反射光強度信号（Ｉ２）の補正値（Ｉ
２−Ｃ₁）を演算し、これら補正値（Ｉ１−Ｃ₁）と（Ｉ
２−Ｃ₁）とを用いて、補正反射光強度比を演算する補
正反射光強度比演算手段と、該補正反射光強度比演算手
段より出力される補正反射光強度比を用いて血液中の酸
素飽和度を演算する酸素飽和度演算手段とを有し、前記
補正値演算手段は、ヘモグロビン濃度基準値に基づく第
１の補正値の演算手段または所定のヘモグロビン濃度に
おける第１の補正値の記憶手段を有する第１の補正値出
力手段と、該第１の補正値演算手段より出力される第１
の補正値と、前記検出手段により継続的に検出される前
記第３の光照射機能により照射された光の反射光強度に
基づく第３の反射光強度信号（Ｉ３）とを用いて第２の
補正値（Ｃ₁）を演算する第２の補正値演算手段とを有
するものであるので、酸素飽和度の低い領域においても
ヘマトクリット値の影響を受けることなく正確な酸素飽
和度の値を得ることができ、かつ、継続的に血液中の酸
素飽和度をヘマトクリット値の影響を受けることく正確
に得ることができる。Further, the oxygen saturation measuring apparatus of the second invention of the present application has a first light irradiation function of irradiating blood with light of the first wavelength into the blood, and oxygenated hemoglobin different from the light of the first wavelength. A second light irradiation function of irradiating blood with a second wavelength of light having an absorption coefficient substantially equal to that of reduced hemoglobin, and a third light irradiation of irradiating blood with a light of the same wavelength as the second wavelength. A light irradiation unit having a function, and a distance from the light irradiation unit having the second light irradiation function and a distance from the light irradiation unit having the third light irradiation function are different from each other, and Detection means for detecting the intensity of light reflected from blood by the light radiated into the blood by the light irradiating portion having the light irradiating function, and reflection of the light irradiating by the third light irradiating function detected by the detecting means. Using the third reflected light intensity signal based on the light intensity, the hemoglobin concentration or A correction value calculating means for calculating correction value (C ₁₎ to be used to reduce the measurement error caused by the hematocrit value, using the correction value output from the correction value calculating means (C _1), said detecting means continuous by the first correction value of the first reflected light intensity signal based on the reflected light intensity of the irradiated light by the light irradiation function _{(I1) (I1-C 1} ) and said detection means is continuously detected by The correction value (I2) of the second reflected light intensity signal (I2) based on the reflected light intensity of the light emitted by the second light irradiation function detected by
2-C ₁ ) is calculated, and these correction values (I 1-C ₁ ) and (I
2-C ₁ ) and the corrected reflected light intensity ratio calculating means for calculating the corrected reflected light intensity ratio and the corrected reflected light intensity ratio output from the corrected reflected light intensity ratio calculating means. Oxygen saturation calculation means for calculating the oxygen saturation, wherein the correction value calculation means stores the first correction value at a predetermined hemoglobin concentration or the first correction value calculation means based on the hemoglobin concentration reference value. First correction value output means having means, and first output from the first correction value calculation means
Of the second reflected light intensity signal (I3) based on the reflected light intensity of the light emitted by the third light emitting function that is continuously detected by the detection means. Since it has a second correction value calculating means for calculating the correction value (C ₁ ), it is possible to obtain an accurate oxygen saturation value without being affected by the hematocrit value even in a low oxygen saturation region. In addition, the oxygen saturation in blood can be continuously and accurately obtained without being affected by the hematocrit value.

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

第１図は、本願第１の発明の酸素飽和度測定装置の一実
施例のブロック図、第２図は、本願発明の酸素飽和度測
定装置に用いられるセンサープローブの一例を示す端面
図、第３図は、第２図に示したセンサープローブを取り
付けたコネクターの断面図、第４図は、第１図のブロッ
ク図における第１の補正値演算部の具体例を示すブロッ
ク図、第５図は、本願第２の発明の酸素飽和度測定装置
の一実施例のブロック図、第６図は、第４図のブロック
図における第１の補正値演算部の具体例を示すブロック
図、第７図は、本願第１の発明の一実施例の酸素飽和度
測定装置による酸素飽和度測定方法を示すフローチャー
ト、第８図は、本願第１の発明の他の実施例の酸素飽和
度測定装置による酸素飽和度測定方法を示すフローチャ
ート、第９図は、本願第２の発明の一実施例の酸素飽和
度測定装置による酸素飽和度測定方法を示すフローチャ
ート、第10図は、本願第１の発明の一実施例の酸素飽和
度測定装置により得られた酸素飽和度と対照として用い
たＯＳＭ２ヘモキシメーターで測定した酸素飽和度との
関係を示す図、第11図は、本願第１の発明の他の実施例
の酸素飽和度測定装置により得られた酸素飽和度と対照
として用いたＯＳＭ２ヘモキシメーターで測定した酸素
飽和度との関係を示す図、第12図は、本願第２の発明の
一実施例の酸素飽和度測定装置により得られた酸素飽和
度と対照として用いたＯＳＭ２ヘモキシメーターで測定
した酸素飽和度との関係を示す図、第13図は、血液の吸
光特性を示す図、第14a図および第14b図は、波長約660n
mおよび約800nmの反射光強度との関係をヘマトクリット
値（ＨＣＴ）を変化させてプロットして示した図、第15
図は、従来の酸素飽和度測定方法により得られた酸素飽
和度と対照として用いたＯＳＭ２ヘモキシメーターで測
定した酸素飽和度との関係を示す図である。第１６図
は、ＯＳＭ２ヘモキシメータを用いて測定したヘモグロ
ビン濃度と反射光強度（Ｉ２）との関係を示す図であ
る。第１７図は、ＯＳＭ２ヘモキシメータを用いて測定
したヘモグロビン濃度と反射光強度（Ｉ３）との関係を
示す図である。 １……光照射手段、２……検出手段、 ３……補正手段、４……酸素飽和度演算手段、 ５……表示器、11〜13……発光ダイオード、 14……パルス発生器、15……駆動回路、 18a,18b,18c……光ファイバー 19,20……光照射部、21……光検出部、 16……フォトダイオード、23……検出増幅器 24……アナログスイッチ、 28〜30……緩衝増幅器、 40……第１の補正値演算部、 42……第２の補正値演算部、 44……補正反射光強度比演算部、 50……センサープローブ、56……コネクター 58……ポートFIG. 1 is a block diagram of an embodiment of the oxygen saturation measuring apparatus of the first invention of the present application, and FIG. 2 is an end view showing an example of a sensor probe used in the oxygen saturation measuring apparatus of the present invention. 3 is a cross-sectional view of the connector to which the sensor probe shown in FIG. 2 is attached, and FIG. 4 is a block diagram showing a specific example of the first correction value calculation unit in the block diagram of FIG. 1, and FIG. FIG. 7 is a block diagram of an embodiment of the oxygen saturation measuring apparatus of the second invention of the present application, FIG. 6 is a block diagram showing a specific example of the first correction value calculation unit in the block diagram of FIG. 4, and FIG. FIG. 8 is a flow chart showing an oxygen saturation measuring method by an oxygen saturation measuring apparatus according to an embodiment of the first invention of the present application, and FIG. 8 shows an oxygen saturation measuring apparatus of another embodiment of the first invention of the present application. FIG. 9 is a flow chart showing the oxygen saturation measuring method. FIG. 10 is a flow chart showing an oxygen saturation measuring method by the oxygen saturation measuring apparatus according to one embodiment of the second invention of the present application, and FIG. 10 is oxygen obtained by the oxygen saturation measuring apparatus according to one embodiment of the first invention of the present application. FIG. 11 is a diagram showing the relationship between the saturation and the oxygen saturation measured by the OSM2 hemoximeter used as a control, and FIG. 11 is the oxygen obtained by the oxygen saturation measuring device of another embodiment of the first invention of the present application. FIG. 12 is a graph showing the relationship between the saturation and the oxygen saturation measured by the OSM2 hemoximeter used as a control, and FIG. 12 is the oxygen saturation obtained by the oxygen saturation measuring device of one embodiment of the second invention of the present application. And the oxygen saturation measured by the OSM2 hemoximeter used as a control. Fig. 13 shows the absorption characteristics of blood. Figs. 14a and 14b show a wavelength of about 660n.
Fig. 15 shows the relationship between m and the reflected light intensity of about 800 nm, plotted by changing the hematocrit value (HCT).
The figure is a diagram showing the relationship between the oxygen saturation obtained by the conventional oxygen saturation measuring method and the oxygen saturation measured by the OSM2 hemoximeter used as a control. FIG. 16 is a diagram showing the relationship between the hemoglobin concentration and the reflected light intensity (I2) measured using the OSM2 hemoximeter. FIG. 17 is a diagram showing the relationship between the hemoglobin concentration measured using the OSM2 hemoximeter and the reflected light intensity (I3). DESCRIPTION OF SYMBOLS 1 ... Light irradiation means, 2 ... Detection means, 3 ... Correction means, 4 ... Oxygen saturation calculation means, 5 ... Indicator, 11-13 ... Light emitting diode, 14 ... Pulse generator, 15 ...... Drive circuit, 18a, 18b, 18c …… Optical fiber 19,20 …… Light irradiation part, 21 …… Photo detection part, 16 …… photodiode, 23 …… Detection amplifier 24 …… Analog switch, 28 to 30… ... buffer amplifier, 40 ... first correction value calculation unit, 42 ... second correction value calculation unit, 44 ... correction reflected light intensity ratio calculation unit, 50 ... sensor probe, 56 ... connector 58 ... port

Claims (28)

【特許請求の範囲】[Claims] 【請求項１】第１の波長の光を血液中に照射する第１の
光照射機能と、該第１の波長の光と異なり、かつ酸素化
ヘモグロビンと還元ヘモグロビンとの吸光係数がほぼ等
しい第２の波長の光を血液中に照射する第２の光照射機
能と、前記第２の波長と同じ波長の光を血液中に照射す
る第３の光照射機能とを備えた光照射手段と、 前記第２の光照射機能の光照射部からの距離と前記第３
の光照射機能の光照射部からの距離とが異なるように設
けられ、かつ前記各光照射機能の光照射部より血液中に
照射された光の血液からの反射光強度を検出する検出手
段と、 前記第３の光照射機能により照射された光の前記検出手
段により検出された反射光強度に基づく第３の反射光強
度信号を用いて、ヘモグロビン濃度またはヘマトクリッ
ト値に起因する測定誤差を減少させるために用いる補正
値（Ｃ₁）を演算する補正値演算手段と、 該補正値演算手段より出力される補正値（Ｃ₁）を用い
て、前記検出手段により継続的に検出される第１の光照
射機能により照射された光の反射光強度に基づく第１の
反射光強度信号（Ｉ１）の補正値（Ｉ１−Ｃ₁）および
前記検出手段により継続的に検出される第２の光照射機
能により照射された光の反射光強度に基づく第２の反射
光強度信号（Ｉ２）の補正値（Ｉ２−Ｃ₁）を演算し、
これら補正値（Ｉ１−Ｃ₁）と（Ｉ２−Ｃ₁）とを用い
て、補正反射光強度比を演算する補正反射光強度比演算
手段と、 該補正反射光強度比演算手段より出力される補正反射光
強度比を用いて血液中の酸素飽和度を演算する酸素飽和
度演算手段とを有し、 さらに、前記補正値演算手段は、前記第２の反射光強度
信号と前記第３の反射光強度信号との比に基づいて、第
１の補正値を演算する第１の補正値演算手段と、 該第１の補正値演算手段より出力される第１の補正値
と、前記検出手段により継続的に検出される第３の光照
射機能により照射された光の反射光強度に基づく第３の
反射光強度信号（Ｉ３）とに基づいて、第２の補正値
（Ｃ₁）を演算する第２の補正値演算手段とを有してい
ることを特徴とする酸素飽和度測定装置。1. A first light irradiation function for irradiating blood with light of a first wavelength into light, and a first light irradiation function which is different from the light of the first wavelength and in which oxygenated hemoglobin and reduced hemoglobin have substantially equal absorption coefficients. A light irradiating means having a second light irradiating function of irradiating the blood with the light of the second wavelength into the blood, and a third light irradiating function of irradiating the blood with the light of the same wavelength as the second wavelength. The distance from the light irradiation unit of the second light irradiation function and the third
And a detection means for detecting the reflected light intensity from the blood of the light radiated into the blood from the light irradiating portion of each light irradiating function, which is provided so as to have a different distance from the light irradiating portion of the light irradiating function Reducing a measurement error caused by a hemoglobin concentration or a hematocrit value by using a third reflected light intensity signal based on the reflected light intensity of the light emitted by the third light emitting function detected by the detecting means. a correction value calculating means for calculating correction value (C ₁₎ to be used for, using the correction value output from the correction value calculating means (C _1), a first that is continuously detected by said detecting means the second light irradiation function is continuously detected by the first correction value of the reflected light intensity signal (I1) of (I1-C ₁₎ and the detection means based on the reflected light intensity of the irradiated light by the light irradiation function Light emitted by Correction value of the second reflected light intensity signal based on the reflected light intensity (I2) of (I2-C ₁₎ is calculated,
Using these correction values (I1-C ₁₎ and a (I2-C _1), the correction reflected light intensity ratio calculating means for calculating a correction reflected light intensity ratio, output from the corrected reflected light intensity ratio calculation means An oxygen saturation calculating means for calculating the oxygen saturation in blood using the corrected reflected light intensity ratio, and the correction value calculating means further comprises the second reflected light intensity signal and the third reflected light intensity signal. First correction value calculation means for calculating a first correction value based on a ratio with the light intensity signal, a first correction value output from the first correction value calculation means, and the detection means. The second correction value (C ₁ ) is calculated based on the third reflected light intensity signal (I3) based on the reflected light intensity of the light emitted by the third light emitting function that is continuously detected. An oxygen saturation measuring device comprising: a second correction value calculating means. 【請求項２】前記光照射手段は、発光源と該発光源から
の光を血液中に照射する光照射部とからなるものである
特許請求の範囲第１項に記載の酸素飽和度測定装置。2. The oxygen saturation measuring device according to claim 1, wherein the light irradiating means comprises a light emitting source and a light irradiating section for irradiating blood from the light emitting source into the blood. . 【請求項３】前記光照射手段は、前記第１の波長の光を
発する発光源と該発光源からの光を血液中に照射する光
照射部と、前記第２の波長の光を発する共通の発光源と
該発光源からの光を異なった位置より血液中に照射する
２つの光照射部とを有するものである特許請求の範囲第
１項に記載の酸素飽和度測定装置。3. The light irradiating means includes a light emitting source for emitting light of the first wavelength, a light irradiating section for irradiating light from the light emitting source into blood, and a light emitting unit for emitting light of the second wavelength. 2. The oxygen saturation measuring device according to claim 1, further comprising: the light emitting source and the two light irradiating units for irradiating light from the light emitting source into the blood from different positions. 【請求項４】前記光照射手段の前記第１の光照射機能と
前記第２の光照射機能は、前記第１の波長の光を発する
第１の発光源と前記第２の波長の光を発する第２の発光
源と、該第１の発光源および第２の発光源からの光を血
液中に照射する共通の光照射部とからなるものである特
許請求の範囲第１項に記載の酸素飽和度測定装置。4. The first light irradiating function and the second light irradiating function of the light irradiating means include a first light emitting source that emits light of the first wavelength and a light of the second wavelength. The second light emitting source for emitting light, and a common light irradiating unit for irradiating blood with light from the first light emitting source and the second light emitting source, according to claim 1. Oxygen saturation measuring device. 【請求項５】前記光照射手段は、前記第１の波長の光を
発する第１の発光源と前記第２の波長の光を発する第２
の発光源と、該第１の発光源および第２の発光源からの
光を血液中に照射する共通の第１の光照射部と前記第２
の波長の光を発する発光源からの光を血液中に照射する
第２の光照射部とを有するものである特許請求の範囲第
１項に記載の酸素飽和度測定装置。5. The light irradiating means emits light of the first wavelength and emits light of the first wavelength and second light source of the second wavelength.
And a common first light irradiator that irradiates blood from the first and second light sources into the blood.
2. The oxygen saturation measuring device according to claim 1, further comprising: a second light irradiating section that irradiates blood with light from a light emitting source that emits light of the wavelength. 【請求項６】前記検出手段は、前記光照射手段の前記第
１の光照射機能、前記第２の光照射機能および前記第３
の光照射機能により血液中に照射された光の血液からの
それぞれの反射光強度を検出する１つの検出手段よりな
るものである特許請求の範囲第１項ないし第５項のいず
れかに記載の酸素飽和度測定装置。6. The detection means includes the first light irradiation function, the second light irradiation function and the third light irradiation function of the light irradiation means.
6. The detection means according to any one of claims 1 to 5, which comprises one detection means for detecting the respective reflected light intensities from the blood of the light irradiated into the blood by the light irradiation function of Oxygen saturation measuring device. 【請求項７】前記検出手段は、前記光照射手段の前記第
１の光照射機能、前記第２の光照射機能および前記第３
の光照射機能により血液中に照射された光の血液からの
反射光強度を検出する複数の検出手段よりなるものであ
る特許請求の範囲第１項ないし第５項のいずれかに記載
の酸素飽和度測定装置。7. The detection means includes the first light irradiation function, the second light irradiation function and the third light irradiation function of the light irradiation means.
Oxygen saturation according to any one of claims 1 to 5, which comprises a plurality of detection means for detecting the intensity of light reflected from blood by the light irradiation function of blood. Degree measuring device. 【請求項８】前記検出手段は、前記第１の光照射機能の
光照射部からの距離と前記第２の光照射機能の光照射部
からの距離とが同じである特許請求の範囲第１項に記載
の酸素飽和度測定装置。8. The detector according to claim 1, wherein the distance from the light irradiation unit having the first light irradiation function is the same as the distance from the light irradiation unit having the second light irradiation function. The oxygen saturation measuring device according to the item. 【請求項９】前記光照射部は、発光源からの光を伝達す
る光ファイバーの端面により構成されているものである
特許請求の範囲第１項ないし第８項のいずれかに記載の
酸素飽和度測定装置。9. The oxygen saturation degree according to any one of claims 1 to 8, wherein the light irradiating section is constituted by an end face of an optical fiber for transmitting light from a light emitting source. measuring device. 【請求項１０】前記検出手段は、光検出器と、該光検出
器に光を伝達する光伝達部と、光検出部とを有し、該光
検出部は光伝達部を構成する光ファイバーの端面により
構成されているものである特許請求の範囲第１項ないし
第９項のいずれかに記載の酸素飽和度測定装置。10. The detecting means includes a photodetector, a light transmitting section for transmitting light to the photodetector, and a photodetecting section, and the photodetecting section is an optical fiber constituting the light transmitting section. The oxygen saturation measuring device according to any one of claims 1 to 9, which is constituted by an end face. 【請求項１１】第１の補正値演算部は、前記検出手段に
より検出された反射光強度に基づく反射光強度信号より
両者の反射光強度比［Ｉ２／Ｉ３］を演算する演算部
と、 測定血液をサンプリングしそのヘモグロビン濃度を測定
した測定値入力部と、 あらかじめ測定した測定対象血液と同じ動物種について
の数種の血液から得た反射光強度信号比（Ｉ２′／Ｉ
３′）とヘモグロビン濃度Ｈｂとのデータより算出した
相関関数ｈ(x)に基づき上記の測定値入力手段により入
力されたヘモグロビン濃度に対応する反射光強度比［Ｉ
２／Ｉ３］ｓの演算部と、 前記［Ｉ２／Ｉ３］ｓと、前記［Ｉ２／Ｉ３］から［Ｉ
２／Ｉ３］／［Ｉ２／Ｉ３］ｓ（＝［Ａ］）を演算する
演算部と、 ヘモグロビン濃度基準値（Ｈｂ′）入力部と、上記の相
関関数ｈ(x)に基づきヘモグロビン濃度の基準値（Ｈ
ｂ′）における反射光強度比ｇ（Ｈｂ′）を演算する演
算部と、 前記［Ａ］と前記反射光強度比ｇ（Ｈｂ′）より、第１
の補正値（［Ｉ２／Ｉ３］_Hb=Hb′）を下記式 ［Ｉ２／Ｉ３］_Hb=Hb′＝Ａ×ｇ（Ｈｂ′） より演算する演算部とからなるものである特許請求の範
囲第１項ないし第10項のいずれかに記載の酸素飽和度測
定装置。11. A first correction value computing unit, a computing unit for computing a reflected light intensity ratio [I2 / I3] of the two from a reflected light intensity signal based on the reflected light intensity detected by the detecting means, and A measurement value input section for sampling the blood and measuring the hemoglobin concentration thereof, and a reflected light intensity signal ratio (I2 '/ I) obtained from several types of blood of the same animal species as the measurement target blood which was measured in advance.
3 ') and the hemoglobin concentration Hb, the reflected light intensity ratio [I corresponding to the hemoglobin concentration input by the above measurement value input means based on the correlation function h (x) calculated from the data.
2 / I3] s operation unit, [I2 / I3] s, and [I2 / I3] to [I
2 / I3] / [I2 / I3] s (= [A]), a hemoglobin concentration reference value (Hb ') input unit, and a hemoglobin concentration reference based on the above correlation function h (x). Value (H
b ′), a calculation unit that calculates the reflected light intensity ratio g (Hb ′), and the first unit from the [A] and the reflected light intensity ratio g (Hb ′).
A correction unit ([I2 / I3] _{Hb = Hb} ') is calculated by the following formula [I2 / I3] _{Hb = Hb} ' = A * g (Hb '). The oxygen saturation measuring device according to any one of items 1 to 10. 【請求項１２】第１の補正値演算部は、前記検出手段に
より検出された反射光強度に基づく反射光強度信号より
反射光強度比［Ｉ２／Ｉ３］を演算する演算部と、 測定血液をサンプリングしそのヘモグロビン濃度を測定
した測定値入力部と、 あらかじめ測定した測定対象血液と同じ動物種について
の数種の血液から得た反射光強度信号比（Ｉ２′／Ｉ
３′）とヘモグロビン濃度Ｈｂとのデータより算出した
相関関数ｈ(x)に基づき上記の測定値入力手段により入
力されたヘモグロビン濃度に対応する反射光強度比［Ｉ
２／Ｉ３］ｓの演算部と、 前記［Ｉ２／Ｉ３］ｓと、前記［Ｉ２／Ｉ３］から［Ｉ
２／Ｉ３］／［Ｉ２／Ｉ３］ｓ（＝［Ａ］）を演算する
演算部と、 所定のヘモグロビン濃度における反射光強度比ｇ（Ｈ
ｂ′）の値を記憶する記憶部と、 上記［Ａ］と上記反射光強度比ｇ（Ｈｂ′）より、 第１の補正値（［Ｉ２／Ｉ３］_Hb=Hb′）を下記式 ［Ｉ２／Ｉ３］_Hb=Hb′＝Ａ×ｇ（Ｈｂ′） より演算する演算部とからなる特許請求の範囲第１項な
いし第10項のいずれかに記載の酸素飽和度測定装置。12. A first correction value calculating unit calculates a reflected light intensity ratio [I2 / I3] from a reflected light intensity signal based on the reflected light intensity detected by the detecting means, and a blood measuring unit. A measurement value input unit for sampling and measuring the hemoglobin concentration, and a reflected light intensity signal ratio (I2 ′ / I) obtained from several types of blood of the same animal species as the measurement target blood, which was measured in advance.
3 ') and the hemoglobin concentration Hb, the reflected light intensity ratio [I corresponding to the hemoglobin concentration input by the above measurement value input means based on the correlation function h (x) calculated from the data.
2 / I3] s operation unit, [I2 / I3] s, and [I2 / I3] to [I
2 / I3] / [I2 / I3] s (= [A]), and a reflected light intensity ratio g (H) at a predetermined hemoglobin concentration.
b ′), a first correction value ([I2 / I3] _{Hb = Hb} ′) is obtained from the following formula [I2] from the storage unit for storing the value of [A] and the reflected light intensity ratio g (Hb ′). / I3] The oxygen saturation measuring device according to any one of claims 1 to 10, further comprising a calculation unit that calculates _{Hb = Hb} '= A * g (Hb'). 【請求項１３】前記酸素飽和度演算手段は、前記補正反
射光強度比演算手段により演算された補正反射光強度比
（Ｒｓ）より、あらかじめ測定したある数種の血液につ
いての補正反射光強度比（Ｒｓ′）と酸素飽和度とのデ
ータに基づき算出した相関関数ｆ（Ｒｓ）に基づき酸素
飽和度を演算するものである特許請求の範囲第１項ない
し第12項のいずれかに記載の酸素飽和度測定装置。13. The oxygen saturation calculator calculates the corrected reflected light intensity ratio of a certain number of blood measured in advance from the corrected reflected light intensity ratio (Rs) calculated by the corrected reflected light intensity ratio calculating device. The oxygen according to any one of claims 1 to 12, wherein the oxygen saturation is calculated based on a correlation function f (Rs) calculated based on the data of (Rs') and oxygen saturation. Saturation measuring device. 【請求項１４】前記第２の補正値演算手段は、前記第１
の補正値演算手段より出力される第１の補正値と、前記
検出手段により継続的に検出される第３の光照射機能に
より照射された光の反射光強度に基づく第３の反射光強
度信号（Ｉ３）とを用いて、下記式より、第２の補正値
（Ｃ₁）を演算するものである特許請求の範囲第１項な
いし第13項のいずれかに記載の酸素飽和度測定装置。 Ｃ₁＝Ｃ₀×［Ｉ３］×第１の補正値 （なお、Ｃ₀は、第２の補正値演算手段が記憶している
所定値である。）14. The second correction value calculating means is the first correction value calculating means.
And a third reflected light intensity signal based on the reflected light intensity of the light emitted by the third light emitting function continuously detected by the detecting means and the first correction value output from the correction value calculating means The oxygen saturation measuring device according to any one of claims 1 to 13, wherein the second correction value (C ₁ ) is calculated from the following equation using (I3). C ₁ = C ₀ × [I3] × first correction value (where C ₀ is a predetermined value stored in the second correction value calculation means). 【請求項１５】第１の波長の光を血液中に照射する第１
の光照射機能と、該第１の波長の光と異なり、かつ酸素
化ヘモグロビンと還元ヘモグロビンとの吸光係数がほぼ
等しい第２の波長の光を血液中に照射する第２の光照射
機能と、前記第２の波長と同じ波長の光を血液中に照射
する第３の光照射機能とを備えた光照射手段と、 前記第２の光照射機能の光照射部からの距離と前記第３
の光照射機能の光照射部からの距離とが異なるように設
けられ、かつ前記各光照射機能の光照射部より血液中に
照射された光の血液からの反射光強度を検出する検出手
段と、 前記第３の光照射機能により照射された光の前記検出手
段により検出された反射光強度に基づく第３の反射光強
度信号（Ｉ３）を用いて、ヘモグロビン濃度またはヘマ
トクリット値に起因する測定誤差を減少させるために用
いる補正値（Ｃ₁）を演算する補正値演算手段と、 該補正値演算手段より出力される補正値（Ｃ₁）を用い
て、前記検出手段により継続的に検出される第１の光照
射機能により照射された光の反射光強度に基づく第１の
反射光強度信号（Ｉ１）の補正値（Ｉ１−Ｃ₁）および
前記検出手段により継続的に検出される第２の光照射機
能により照射された光の反射光強度に基づく第２の反射
光強度信号（Ｉ２）の補正値（Ｉ２−Ｃ₁）を演算し、
これら補正値（Ｉ１−Ｃ₁）と（Ｉ２−Ｃ₁）とを用い
て、補正反射光強度比を演算する補正反射光強度比演算
手段と、 該補正反射光強度比演算手段より出力される補正反射光
強度比を用いて血液中の酸素飽和度を演算する酸素飽和
度演算手段とを有し、 前記補正値演算手段は、ヘモグロビン濃度基準値に基づ
く第１の補正値の演算手段または所定のヘモグロビン濃
度における第１の補正値の記憶手段を有する第１の補正
値出力手段と、 該第１の補正値演算手段より出力される第１の補正値
と、前記検出手段により継続的に検出される第３の光照
射機能により照射された光の反射光強度に基づく第３の
反射光強度信号（Ｉ３）とを用いて第２の補正値
（Ｃ₁）を演算する第２の補正値演算手段とを有してい
ることを特徴とする酸素飽和度測定装置。15. A first device for irradiating blood with a first wavelength light
And a second light irradiation function of irradiating blood with light of a second wavelength, which is different from the light of the first wavelength and has substantially the same absorption coefficient of oxygenated hemoglobin and reduced hemoglobin, A light irradiating means having a third light irradiating function for irradiating blood with the same wavelength as the second wavelength, a distance from the light irradiating section having the second light irradiating function, and the third
And a detection means for detecting the reflected light intensity from the blood of the light radiated into the blood from the light irradiating portion of each light irradiating function, which is provided so as to have a different distance from the light irradiating portion of the light irradiating function A measurement error caused by a hemoglobin concentration or a hematocrit value by using a third reflected light intensity signal (I3) based on the reflected light intensity of the light emitted by the third light irradiation function, which is detected by the detection means. by using the correction value calculating means for calculating correction value (C ₁₎ to be used to reduce the correction value outputted from the correction value calculating means (C ₁₎ and is continuously detected by said detecting means the first correction value of the reflected light intensity signal based on the reflected light intensity of the light emitted by the first light irradiation function _{(I1) (I1-C 1} ) and continuously detected second is by the detection unit Illuminated by the light irradiation function Calculating correction values of the second reflected light intensity signal based on the reflected light intensity of the light (I2) and (I2-C _1),
Using these correction values (I1-C ₁₎ and a (I2-C _1), the correction reflected light intensity ratio calculating means for calculating a correction reflected light intensity ratio, output from the corrected reflected light intensity ratio calculation means An oxygen saturation calculating means for calculating the oxygen saturation in blood using the corrected reflected light intensity ratio, wherein the correction value calculating means is a first correction value calculating means or a predetermined value based on the hemoglobin concentration reference value. First correction value output means having a storage means for storing the first correction value at the hemoglobin concentration, the first correction value output from the first correction value calculation means, and the detection means continuously detecting the first correction value. A second correction value for calculating the second correction value (C ₁ ) using the third reflected light intensity signal (I3) based on the reflected light intensity of the light emitted by the third light irradiation function Oxygen saturation measurement characterized by having a calculation means Apparatus. 【請求項１６】前記光照射手段は、発光源と該発光源か
らの光を血液中に照射する光照射部とからなるものであ
る特許請求の範囲第15項に記載の酸素飽和度測定装置。16. The oxygen saturation measuring device according to claim 15, wherein the light irradiating means comprises a light emitting source and a light irradiating unit for irradiating blood from the light emitting source into the blood. . 【請求項１７】前記光照射手段は、前記第１の波長の光
を発する発光源と該発光源からの光を血液中に照射する
光照射部と、前記第２の波長の光を発する共通の発光源
と該発光源からの光を異なった位置より血液中に照射す
る２つの光照射部とを有するものである特許請求の範囲
第15項に記載の酸素飽和度測定装置。17. The light irradiating means includes a light emitting source that emits light of the first wavelength, a light irradiating unit that irradiates blood from the light emitting source into blood, and a light emitting unit that emits light of the second wavelength. 16. The oxygen saturation measuring device according to claim 15, which comprises: the light emitting source of 1) and two light emitting portions that emit light from the light emitting source into blood from different positions. 【請求項１８】前記光照射手段の前記第１の光照射機能
と前記第２の光照射機能は、前記第１の波長の光を発す
る第１の発光源と前記第２の波長の光を発する第２の発
光源と、該第１の発光源および第２の発光源からの光を
血液中に照射する共通の光照射部とからなるものである
特許請求の範囲第15項に記載の酸素飽和度測定装置。18. The first light irradiating function and the second light irradiating function of the light irradiating means include a first light emitting source that emits light of the first wavelength and a light of the second wavelength. 16. The method according to claim 15, comprising a second light emitting source for emitting light, and a common light irradiating unit for irradiating blood with light from the first light emitting source and the second light emitting source. Oxygen saturation measuring device. 【請求項１９】前記光照射手段は、前記第１の波長の光
を発する第１の発光源と前記第２の波長の光を発する第
２の発光源と、該第１の発光源および第２の発光源から
の光を血液中に照射する共通の第１の光照射部と前記第
２の波長の光を発する発光源からの光を血液中に照射す
る第２の光照射部とを有するものである特許請求の範囲
第15項に記載の酸素飽和度測定装置。19. The light emitting means includes a first light emitting source that emits light of the first wavelength, a second light emitting source that emits light of the second wavelength, the first light emitting source and the first light emitting source. A common first light irradiator that irradiates blood with light from two light sources and a second light irradiator that irradiates blood with light from a light source that emits light of the second wavelength. 16. The oxygen saturation measuring device according to claim 15, which has. 【請求項２０】前記検出手段は、前記光照射手段の前記
第１の光照射機能、前記第２の光照射機能および前記第
３の光照射機能により血液中に照射された光の血液から
のそれぞれの反射光強度を検出する１つの検出手段より
なるものである特許請求の範囲第15項ないし第19項のい
ずれかに記載の酸素飽和度測定装置。20. The detecting means detects the amount of light emitted from the blood irradiated into the blood by the first light irradiation function, the second light irradiation function and the third light irradiation function of the light irradiation means. The oxygen saturation measuring device according to any one of claims 15 to 19, which comprises one detecting means for detecting the intensity of each reflected light. 【請求項２１】前記検出手段は、前記光照射手段の前記
第１の光照射機能、前記第２の光照射機能および前記第
３の光照射機能により血液中に照射された光の血液から
の反射光強度を検出する複数の検出手段よりなるもので
ある特許請求の範囲第15項ないし第19項のいずれかに記
載の酸素飽和度測定装置。21. The detection means detects the amount of light emitted from the blood irradiated into the blood by the first light irradiation function, the second light irradiation function and the third light irradiation function of the light irradiation means. 20. The oxygen saturation measuring device according to any one of claims 15 to 19, which comprises a plurality of detecting means for detecting the intensity of reflected light. 【請求項２２】前記検出手段は、前記第１の光照射手段
からの距離と前記第２の光照射手段からの距離とが同じ
である特許請求の範囲第15項ないし第19項のいずれかに
記載の酸素飽和度測定装置。22. The detector according to claim 15, wherein the distance from the first light irradiation means is the same as the distance from the second light irradiation means. The oxygen saturation measuring device according to. 【請求項２３】前記光照射部は、発光源からの光を伝達
する光ファイバーの端面により構成されているものであ
る特許請求の範囲第15項ないし第22項のいずれかに記載
の酸素飽和度測定装置。23. The oxygen saturation degree according to any one of claims 15 to 22, wherein the light irradiating section is constituted by an end face of an optical fiber for transmitting light from a light emitting source. measuring device. 【請求項２４】前記検出手段は、光検出器と、該光検出
器に光を伝達する光伝達部と、光検出部とを有し、該光
検出部は光伝達部を構成する光ファイバーの端面により
構成されているものである特許請求の範囲第15項ないし
第23項のいずれかに記載の酸素飽和度測定装置。24. The detecting means includes a photodetector, a light transmitting section for transmitting light to the photodetector, and a photodetecting section, wherein the photodetecting section is an optical fiber constituting the light transmitting section. 24. The oxygen saturation measuring device according to any one of claims 15 to 23, which is constituted by an end face. 【請求項２５】前記第１の補正値出力手段は、ヘモグロ
ビン濃度基準値（Ｈｂ′）入力部と、 あらかじめ測定した測定対象血液と同じ動物種について
の数種の血液から得た反射光強度信号比（Ｉ２′／Ｉ
３′）とヘモグロビン濃度Ｈｂとのデータより算出した
基準相関関数ｈ(x)に基づいてヘモグロビン濃度の基準
値（Ｈｂ′）における反射光強度比ｇ（Ｈｂ′）を演算
し、この反射光強度比ｇ（Ｈｂ′）を第１の補正値とす
るものである特許請求の範囲第15項ないし第24項のいず
れかに記載の酸素飽和度測定装置。25. The first correction value output means comprises a hemoglobin concentration reference value (Hb ') input section, and a reflected light intensity signal obtained from several kinds of blood of the same animal species as the blood to be measured which is measured in advance. Ratio (I2 '/ I
3 ') and the hemoglobin concentration Hb, the reflected light intensity ratio g (Hb') at the reference value (Hb ') of the hemoglobin concentration is calculated based on the reference correlation function h (x). The oxygen saturation measuring device according to any one of claims 15 to 24, wherein the ratio g (Hb ') is used as the first correction value. 【請求項２６】前記第１の補正値出力手段は、所定のヘ
モグロビン濃度における反射光強度比ｇ（Ｈｂ′）の値
を記憶しており、その反射光強度比を第１の補正値とし
て出力するものである特許請求の範囲第第15項ないし第
24項のいずれかに記載の酸素飽和度測定装置。26. The first correction value output means stores a value of a reflected light intensity ratio g (Hb ') at a predetermined hemoglobin concentration, and outputs the reflected light intensity ratio as a first correction value. What is claimed is: Claims 15 to 15
25. The oxygen saturation measuring device according to any one of 24. 【請求項２７】前記酸素飽和度演算手段は、前記補正反
射光強度比演算手段により演算された補正反射光強度比
（Ｒｓ）より、あらかじめ測定したある数種の血液につ
いての補正反射光強度比（Ｒｓ′）と酸素飽和度とのデ
ータに基づき算出した相関関数ｆ（Ｒｓ）に基づき酸素
飽和度を演算するものである特許請求の範囲第15項ない
し第26項のいずれかに記載の酸素飽和度測定装置。27. The oxygen saturation calculating means calculates a corrected reflected light intensity ratio for a certain number of blood measured in advance from the corrected reflected light intensity ratio (Rs) calculated by the corrected reflected light intensity ratio calculating means. The oxygen according to any one of claims 15 to 26, wherein the oxygen saturation is calculated based on a correlation function f (Rs) calculated based on the data of (Rs') and oxygen saturation. Saturation measuring device. 【請求項２８】前記第２の補正値演算手段は、前記第１
の補正値演算手段より出力される第１の補正値と、前記
検出手段により継続的に検出される第３の光照射機能に
より照射された光の反射光強度に基づく第３の反射光強
度信号（Ｉ３）とを用いて、下記式より、第２の補正値
（Ｃ₁）を演算するものである特許請求の範囲第15項な
いし第27項のいずれかに記載の酸素飽和度測定装置。 Ｃ₁＝Ｃ₀×［Ｉ３］×第１の補正値 （なお、Ｃ₀は、第２の補正値演算手段が記憶している
所定値である。）28. The second correction value calculation means is the first correction value calculation means.
And a third reflected light intensity signal based on the reflected light intensity of the light emitted by the third light emitting function continuously detected by the detecting means and the first correction value output from the correction value calculating means The oxygen saturation measuring device according to any one of claims 15 to 27, wherein the second correction value (C ₁ ) is calculated from the following equation using (I3). C ₁ = C ₀ × [I3] × first correction value (where C ₀ is a predetermined value stored in the second correction value calculation means).