JPH0690933A - 診断装置 - Google Patents
診断装置Info
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- JPH0690933A JPH0690933A JP3289094A JP28909491A JPH0690933A JP H0690933 A JPH0690933 A JP H0690933A JP 3289094 A JP3289094 A JP 3289094A JP 28909491 A JP28909491 A JP 28909491A JP H0690933 A JPH0690933 A JP H0690933A
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- Japan
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- brain
- near infrared
- infrared rays
- oxygen
- Prior art date
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- A—HUMAN NECESSITIES
- A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
- A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
- A61B5/00—Measuring for diagnostic purposes; Identification of persons
- A61B5/145—Measuring characteristics of blood in vivo, e.g. gas concentration, pH value; Measuring characteristics of body fluids or tissues, e.g. interstitial fluid, cerebral tissue
- A61B5/1455—Measuring characteristics of blood in vivo, e.g. gas concentration, pH value; Measuring characteristics of body fluids or tissues, e.g. interstitial fluid, cerebral tissue using optical sensors, e.g. spectral photometrical oximeters
- A61B5/14551—Measuring characteristics of blood in vivo, e.g. gas concentration, pH value; Measuring characteristics of body fluids or tissues, e.g. interstitial fluid, cerebral tissue using optical sensors, e.g. spectral photometrical oximeters for measuring blood gases
- A61B5/14553—Measuring characteristics of blood in vivo, e.g. gas concentration, pH value; Measuring characteristics of body fluids or tissues, e.g. interstitial fluid, cerebral tissue using optical sensors, e.g. spectral photometrical oximeters for measuring blood gases specially adapted for cerebral tissue
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- Measurement Of The Respiration, Hearing Ability, Form, And Blood Characteristics Of Living Organisms (AREA)
Abstract
(57)【要約】
【目的】 被検体の血流量変化の前後にわたる酸化型媒
体及び脱酸素型媒体の濃度変化を測定し、被検体の血液
中の酸素飽和度を測定・表示し得る診断装置の提供を目
的とする。 【構成】 異なった波長の光を発生させる光源と、該光
を生体内器官に入射させこの透過光を取り出す手段と、
該透過光を解析し酸化型媒体と脱酸素型媒体の濃度変化
を提供する手段と、該濃度変化に所定の演算を施す手段
と、演算結果を表示する手段とから構成される。 【効果】 被検体の血液中の酸素飽和度を測定してこれ
を表示することができるので、測定結果を利用する臨床
医にとって特に有意義である。
体及び脱酸素型媒体の濃度変化を測定し、被検体の血液
中の酸素飽和度を測定・表示し得る診断装置の提供を目
的とする。 【構成】 異なった波長の光を発生させる光源と、該光
を生体内器官に入射させこの透過光を取り出す手段と、
該透過光を解析し酸化型媒体と脱酸素型媒体の濃度変化
を提供する手段と、該濃度変化に所定の演算を施す手段
と、演算結果を表示する手段とから構成される。 【効果】 被検体の血液中の酸素飽和度を測定してこれ
を表示することができるので、測定結果を利用する臨床
医にとって特に有意義である。
Description
【０００１】
【産業上の利用分野】本発明は脳内の酸素を計測するオ
キシメータを有する診断装置に関し、詳しくは、検査対
象物である人等の脳組織中の変化した血液量を検出し、
その酸素飽和度を計測表示するモニタを具備したオキシ
メータを有する診断装置に関する。
キシメータを有する診断装置に関し、詳しくは、検査対
象物である人等の脳組織中の変化した血液量を検出し、
その酸素飽和度を計測表示するモニタを具備したオキシ
メータを有する診断装置に関する。
【０００２】
【従来の技術】一般的に、脳組織等の体内器官の機能を
診断する際に測定すべき重要なパラメータとしては、体
内器官内の酸素量と体内の酸素利用度がある。体内器官
への十分な酸素の供給は、胎児、新生児の生育に欠くこ
とができないものであり、酸素の供給が十分でない場合
には、胎児の胎内死亡率が高くなり、新生児の死亡率も
増加する。また、酸素供給が不十分な状態ではたとえ新
生児が生存したとしても重大な後遺症が残る可能性が高
い。一般に、酸素の欠乏により体内のあらゆる器官が影
響を受けるが、特に脳組織は大きな障害を受ける。
診断する際に測定すべき重要なパラメータとしては、体
内器官内の酸素量と体内の酸素利用度がある。体内器官
への十分な酸素の供給は、胎児、新生児の生育に欠くこ
とができないものであり、酸素の供給が十分でない場合
には、胎児の胎内死亡率が高くなり、新生児の死亡率も
増加する。また、酸素供給が不十分な状態ではたとえ新
生児が生存したとしても重大な後遺症が残る可能性が高
い。一般に、酸素の欠乏により体内のあらゆる器官が影
響を受けるが、特に脳組織は大きな障害を受ける。
【０００３】このような体内器官例えば脳組織への酸素
供給量を早期にかつ容易に測定するために、１９８１年
８月４日に特許された米国特許第４，２８１，６４５号
で開示されているような診断装置が開発されている。こ
の種の診断装置では、血液中の酸素運搬媒体であるヘモ
グロビンと、酸化還元反応を行う細胞中のチトクロム
ａ、ａ3 とによる近赤外光の吸収スペクトルに基づい
て、体内器官、特に脳の酸素量の変化を測定するように
なっている。
供給量を早期にかつ容易に測定するために、１９８１年
８月４日に特許された米国特許第４，２８１，６４５号
で開示されているような診断装置が開発されている。こ
の種の診断装置では、血液中の酸素運搬媒体であるヘモ
グロビンと、酸化還元反応を行う細胞中のチトクロム
ａ、ａ3 とによる近赤外光の吸収スペクトルに基づい
て、体内器官、特に脳の酸素量の変化を測定するように
なっている。
【０００４】すなわち、波長範囲が７００乃至１３００
ｎｍの近赤外光は、図３（ａ）に示すように酸化型ヘモ
グロビン（ＨｂＯ2 ）と脱酸素型ヘモグロビン（Ｈｂ）
とで異なる吸収スペクトルαHbO2・αHbを示し、また図
３（ｂ）に示すように酸化されたチトクロムａ、ａ
3（ＣｙＯ2）と還元されたチトクロムａ、ａ3 （Ｃｙ）
とで異なる吸収スペクトルαcyo2 ・αcyを示す。この
ような近赤外光の性質を利用して、患者の頭部の一方の
側から４種類の異なる波長λ１、λ２、λ３、λ４（例
えば７７５ｎｍ、８００ｎｍ、８２５ｎｍ、８５０ｎ
ｍ）の近赤外光を時分割で入射させ、頭部を透過した光
量を頭部の他方の側で順次に検出する。これら４種類の
検出結果に所定の演算処理を施すことで、４つの未知
数、すなわち、酸化型ヘモグロビン（ＨｂＯ2）、脱酸
素型ヘモグロビン（Ｈｂ）、酸化されたチトクロムａ、
ａ3 （ＣｙＯ2）、還元されたチトクロムａ、ａ3（Ｃ
ｙ）のそれぞれの濃度変化量を算出し、これに基づいて
例えば脳組織の酸素量の変化を測定するようになってい
る。
ｎｍの近赤外光は、図３（ａ）に示すように酸化型ヘモ
グロビン（ＨｂＯ2 ）と脱酸素型ヘモグロビン（Ｈｂ）
とで異なる吸収スペクトルαHbO2・αHbを示し、また図
３（ｂ）に示すように酸化されたチトクロムａ、ａ
3（ＣｙＯ2）と還元されたチトクロムａ、ａ3 （Ｃｙ）
とで異なる吸収スペクトルαcyo2 ・αcyを示す。この
ような近赤外光の性質を利用して、患者の頭部の一方の
側から４種類の異なる波長λ１、λ２、λ３、λ４（例
えば７７５ｎｍ、８００ｎｍ、８２５ｎｍ、８５０ｎ
ｍ）の近赤外光を時分割で入射させ、頭部を透過した光
量を頭部の他方の側で順次に検出する。これら４種類の
検出結果に所定の演算処理を施すことで、４つの未知
数、すなわち、酸化型ヘモグロビン（ＨｂＯ2）、脱酸
素型ヘモグロビン（Ｈｂ）、酸化されたチトクロムａ、
ａ3 （ＣｙＯ2）、還元されたチトクロムａ、ａ3（Ｃ
ｙ）のそれぞれの濃度変化量を算出し、これに基づいて
例えば脳組織の酸素量の変化を測定するようになってい
る。
【０００５】図１はこのような診断装置４５の概略構成
図である。図１において従来の診断装置は、４種類の異
なる波長λ１、λ２、λ３、λ４、の近赤外光をそれぞ
れ出力するレーザダイオードなどの光源ＬＤ１乃至ＬＤ
４と、光源ＬＤ１乃至ＬＤ４の出力タイミングを制御す
る光源制御装置５５と、光源ＬＤ１乃至ＬＤ４から出力
される近赤外光を被検体の頭部４０にそれぞれ照射させ
るための光ファイバ５０−１乃至５０−４と、光ファイ
バ５０−１乃至５０−４の端部を互いに束にして保持す
る照射側取付具５１と、照射用取付具５１の取り付けら
れる側とは反対側の被検体の頭部４０の所定位置に取り
付けられる検出側取付具５２と、検出側取付具５２に保
持され被検体の頭部４０を透過した近赤外光を導く光フ
ァイバ５３と、光ファイバ５３によって導かれた近赤外
光の光子数を計数し近赤外光の透過量を測定する透過光
検出装置５４と、診断装置全体を制御し、さらに近赤外
光の透過量に基づき脳組織の酸素の変化量を測定するコ
ンピュターシステム５６とからなっている。
図である。図１において従来の診断装置は、４種類の異
なる波長λ１、λ２、λ３、λ４、の近赤外光をそれぞ
れ出力するレーザダイオードなどの光源ＬＤ１乃至ＬＤ
４と、光源ＬＤ１乃至ＬＤ４の出力タイミングを制御す
る光源制御装置５５と、光源ＬＤ１乃至ＬＤ４から出力
される近赤外光を被検体の頭部４０にそれぞれ照射させ
るための光ファイバ５０−１乃至５０−４と、光ファイ
バ５０−１乃至５０−４の端部を互いに束にして保持す
る照射側取付具５１と、照射用取付具５１の取り付けら
れる側とは反対側の被検体の頭部４０の所定位置に取り
付けられる検出側取付具５２と、検出側取付具５２に保
持され被検体の頭部４０を透過した近赤外光を導く光フ
ァイバ５３と、光ファイバ５３によって導かれた近赤外
光の光子数を計数し近赤外光の透過量を測定する透過光
検出装置５４と、診断装置全体を制御し、さらに近赤外
光の透過量に基づき脳組織の酸素の変化量を測定するコ
ンピュターシステム５６とからなっている。
【０００６】コンピュータシステム５６は、プロセッサ
６２と、メモリ６３と、ディスプレイ、プリンタなどの
出力装置６４と、キーボードなどの入力装置６５とを備
えており、これらはシステムバス６６によって互いに接
続されている。またコンピュータシステム５６のシステ
ムバス６６には、外部Ｉ／０として、光源制御装置５５
と、透過光検出装置５４とが接続されている。
６２と、メモリ６３と、ディスプレイ、プリンタなどの
出力装置６４と、キーボードなどの入力装置６５とを備
えており、これらはシステムバス６６によって互いに接
続されている。またコンピュータシステム５６のシステ
ムバス６６には、外部Ｉ／０として、光源制御装置５５
と、透過光検出装置５４とが接続されている。
【０００７】光源制御装置５５は、コンピュータシステ
ム５６からの指示により、図２に示すような駆動信号Ａ
ＣＴ１乃至ＡＣＴ４で光源ＬＤ１乃至ＬＤ４を駆動して
いる。図２において１測定期間Ｍk （ｋ＝１、２、・・
・・）は、Ｎ回のサイクルＣＹ１乃至ＣＹＮからなって
いる。サイクルＣＹ１乃至ＣＹＮのうちの任意のサイク
ルＣＹｎのフェーズφｎ１では、いずれの光源ＬＤ１乃
至ＬＤ４も駆動されず、被検体の頭部４０には光源ＬＤ
１乃至ＬＤ４からの近赤外光は照射されない。またフェ
ーズφｎ２では、光源ＬＤ１が駆動され、光源ＬＤ１か
ら例えば７７５ｎｍの近赤外光が出力される。同様にフ
ェーズφｎ３では光源ＬＤ２が駆動されて光源ＬＤ２か
ら例えば８００ｎｍの近赤外光が出力され、フェーズφ
ｎ４では光源ＬＤ３が駆動されて光源ＬＤ３から例えば
８２５ｎｍの近赤外光が出力され、フェーズφｎ５では
光源ＬＤ４が駆動されて光源ＬＤ４から例えば８５０ｎ
ｍの近赤外光が出力される。このように光源制御装置５
５は、光源ＬＤ１乃至ＬＤ４を時分割で順次に駆動する
ようになっている。
ム５６からの指示により、図２に示すような駆動信号Ａ
ＣＴ１乃至ＡＣＴ４で光源ＬＤ１乃至ＬＤ４を駆動して
いる。図２において１測定期間Ｍk （ｋ＝１、２、・・
・・）は、Ｎ回のサイクルＣＹ１乃至ＣＹＮからなって
いる。サイクルＣＹ１乃至ＣＹＮのうちの任意のサイク
ルＣＹｎのフェーズφｎ１では、いずれの光源ＬＤ１乃
至ＬＤ４も駆動されず、被検体の頭部４０には光源ＬＤ
１乃至ＬＤ４からの近赤外光は照射されない。またフェ
ーズφｎ２では、光源ＬＤ１が駆動され、光源ＬＤ１か
ら例えば７７５ｎｍの近赤外光が出力される。同様にフ
ェーズφｎ３では光源ＬＤ２が駆動されて光源ＬＤ２か
ら例えば８００ｎｍの近赤外光が出力され、フェーズφ
ｎ４では光源ＬＤ３が駆動されて光源ＬＤ３から例えば
８２５ｎｍの近赤外光が出力され、フェーズφｎ５では
光源ＬＤ４が駆動されて光源ＬＤ４から例えば８５０ｎ
ｍの近赤外光が出力される。このように光源制御装置５
５は、光源ＬＤ１乃至ＬＤ４を時分割で順次に駆動する
ようになっている。
【０００８】また透過光検出装置５４は、光ファイバ５
３からの近赤外光の光量を調節するフィルタ５７と、レ
ンズ７０、７１と、フィルタ５７からの光をパルス電流
に変換して出力する光電子増倍管（ＰＭＴ）５８と、光
電子増倍管５８からのパルス電流を増幅する増幅器（Ａ
ＭＰ）５９と、増幅器５９からの電流のうちで所定の波
高しきい値以下のパルス電流を取り除く波高弁別器６０
と、チャンネルごとの光子数頻度を検出するマルチチャ
ンネルフォトンカウンタ６１と、マルチチャンネルフォ
トンカウンタ６１の検出期間を制御する例えば検出制御
器６７と、光電子増倍管５８を収容しているクーラ６９
の温度を調節する温度コントローラ６８とを備えてい
る。
３からの近赤外光の光量を調節するフィルタ５７と、レ
ンズ７０、７１と、フィルタ５７からの光をパルス電流
に変換して出力する光電子増倍管（ＰＭＴ）５８と、光
電子増倍管５８からのパルス電流を増幅する増幅器（Ａ
ＭＰ）５９と、増幅器５９からの電流のうちで所定の波
高しきい値以下のパルス電流を取り除く波高弁別器６０
と、チャンネルごとの光子数頻度を検出するマルチチャ
ンネルフォトンカウンタ６１と、マルチチャンネルフォ
トンカウンタ６１の検出期間を制御する例えば検出制御
器６７と、光電子増倍管５８を収容しているクーラ６９
の温度を調節する温度コントローラ６８とを備えてい
る。
【０００９】このような構成の診断装置では、使用に際
して、照射側取付具５１と検出側取付具５２とが被検体
の頭部４０の所定位置にテープなどによりしっかりと取
り付けられる。次いで光源制御装置５５により光源ＬＤ
１乃至ＬＤ４を図２のようにそれぞれ駆動すると、光源
ＬＤ１乃至ＬＤ４からは４種類の異なる波長の近赤外光
が時分割で順次に出力され、光ファイバ５０−１乃至５
０−４を介して被検体の頭部４０に入射する。被検体の
頭部４０の骨や柔らかな組織は、近赤外光を透過させる
性質を有している。このため、被検体の頭部４０に入射
した近赤外光は該頭部４０内で血液中のヘモグロビン、
細胞内のチトクロムａ、ａ3 により部分的に吸収された
後、頭部４０の反対側へと透過し、光ファイバ５３内に
導かれ、更に、光ファイバ５３から透過光検出装置５４
に導入される。なお、光源ＬＤ１乃至ＬＤ４のいずれも
が駆動されないフェーズφｎ１では透過光検出装置５４
には光源ＬＤ１乃至ＬＤ４からの透過光は入射せず、こ
のときには透過光検出装置５４においてダーク光の検出
が行われる。
して、照射側取付具５１と検出側取付具５２とが被検体
の頭部４０の所定位置にテープなどによりしっかりと取
り付けられる。次いで光源制御装置５５により光源ＬＤ
１乃至ＬＤ４を図２のようにそれぞれ駆動すると、光源
ＬＤ１乃至ＬＤ４からは４種類の異なる波長の近赤外光
が時分割で順次に出力され、光ファイバ５０−１乃至５
０−４を介して被検体の頭部４０に入射する。被検体の
頭部４０の骨や柔らかな組織は、近赤外光を透過させる
性質を有している。このため、被検体の頭部４０に入射
した近赤外光は該頭部４０内で血液中のヘモグロビン、
細胞内のチトクロムａ、ａ3 により部分的に吸収された
後、頭部４０の反対側へと透過し、光ファイバ５３内に
導かれ、更に、光ファイバ５３から透過光検出装置５４
に導入される。なお、光源ＬＤ１乃至ＬＤ４のいずれも
が駆動されないフェーズφｎ１では透過光検出装置５４
には光源ＬＤ１乃至ＬＤ４からの透過光は入射せず、こ
のときには透過光検出装置５４においてダーク光の検出
が行われる。
【００１０】透過光検出装置５４の光電子増倍管５８
は、高感度、高応答速度で動作するフォトンカウンティ
ング用のものである。光電子増倍管５８の出力パルス電
流は増幅器５９を介して波高弁別器６０に入力する。波
高弁別器６０では、所定の波高しきい値以下のノイズ成
分を取り除き信号パルスだけをマルチチャンネルフォト
ンカウンタ６１に入力させるようになっている。マルチ
チャンネルフォトンカウンタ６１は、検出制御装置６７
からの図２に示すような制御信号ＣＴＬにより、図２に
示すような光源ＬＤ１乃至ＬＤ４の駆動信号ＡＣＴ１乃
至ＡＣＴ４に同期した期間Ｔ0 だけ光子数の検出を行
い、光ファイバ５３から入射した光に対して各波長ごと
の検出フォトン数を計数する。これにより近赤外光の各
波長ごとの透過量データが求められる。
は、高感度、高応答速度で動作するフォトンカウンティ
ング用のものである。光電子増倍管５８の出力パルス電
流は増幅器５９を介して波高弁別器６０に入力する。波
高弁別器６０では、所定の波高しきい値以下のノイズ成
分を取り除き信号パルスだけをマルチチャンネルフォト
ンカウンタ６１に入力させるようになっている。マルチ
チャンネルフォトンカウンタ６１は、検出制御装置６７
からの図２に示すような制御信号ＣＴＬにより、図２に
示すような光源ＬＤ１乃至ＬＤ４の駆動信号ＡＣＴ１乃
至ＡＣＴ４に同期した期間Ｔ0 だけ光子数の検出を行
い、光ファイバ５３から入射した光に対して各波長ごと
の検出フォトン数を計数する。これにより近赤外光の各
波長ごとの透過量データが求められる。
【００１１】すなわち、図２に示すように、光源制御装
置５５の１つのサイクルＣＹｎ中、フェーズφｎ１で
は、光源ＬＤ１乃至ＬＤ４のいずれもが駆動されないの
で、透過光検出装置５４ではダーク光データｄが計数さ
れる。またフェーズφｎ１乃至φｎ５では光源ＬＤ１乃
至ＬＤ４が時分割で順次に駆動されるので、透過光検出
装置５４では、４つの異なった波長λ１、λ２、λ３、
λ４の近赤外光の透過量データｔλ1、ｔλ2、ｔλ3、
ｔλ4が順次に計数される。このように、１つのサイク
ルＣＹｎ中に順次計数されるダーク光データｄおよび透
過量データｔλ1、ｔλ2、ｔλ3、ｔλ4は、Ｎ回のサイ
クルＣＹ１乃至ＣＹＮにわたって計数が続けられる。す
なわちＮ回のサイクルをもって、１測定期間Ｍk （ｋ＝
１、２、・・・・）とされる。具体的には、例えば１つ
のサイクルＣＹｎが２００μ秒でありＮが１００００回
であるとすると、１測定期間Ｍk は２秒となる。１測定
期間Ｍk が終了した時点で、ダーク光データの計数結
果、数式１、および透過量データの計数結果、数式２が
コンピュータシステム５６に転送され、メモリ６３に記
憶される。
置５５の１つのサイクルＣＹｎ中、フェーズφｎ１で
は、光源ＬＤ１乃至ＬＤ４のいずれもが駆動されないの
で、透過光検出装置５４ではダーク光データｄが計数さ
れる。またフェーズφｎ１乃至φｎ５では光源ＬＤ１乃
至ＬＤ４が時分割で順次に駆動されるので、透過光検出
装置５４では、４つの異なった波長λ１、λ２、λ３、
λ４の近赤外光の透過量データｔλ1、ｔλ2、ｔλ3、
ｔλ4が順次に計数される。このように、１つのサイク
ルＣＹｎ中に順次計数されるダーク光データｄおよび透
過量データｔλ1、ｔλ2、ｔλ3、ｔλ4は、Ｎ回のサイ
クルＣＹ１乃至ＣＹＮにわたって計数が続けられる。す
なわちＮ回のサイクルをもって、１測定期間Ｍk （ｋ＝
１、２、・・・・）とされる。具体的には、例えば１つ
のサイクルＣＹｎが２００μ秒でありＮが１００００回
であるとすると、１測定期間Ｍk は２秒となる。１測定
期間Ｍk が終了した時点で、ダーク光データの計数結
果、数式１、および透過量データの計数結果、数式２が
コンピュータシステム５６に転送され、メモリ６３に記
憶される。
【００１２】
【数１】
【００１３】
【数２】
【００１４】プロセッサ６２は、１測定期間Ｍk におい
てメモリ６３に記憶された透過量データ、ダーク光デー
タ（Ｔλ1、Ｔλ2、Ｔλ3、Ｔλ4、Ｄ）Mkと、測定開始
時Ｍ0 における透過量データ、ダーク光データ（Ｔ
λ1、Ｔλ2、Ｔλ3、Ｔλ4、Ｄ）M0 とから、ダーク減
算を行い、しかる後に透過量の変化率△Ｔλ1、△Ｔ
λ2、△Ｔλ3、△Ｔλ4を算出する。すなわち透過量の
変化率△Ｔλ1、△Ｔλ2、△Ｔλ3、△Ｔλ4は、 △Ｔλj＝log［（Ｔλj−Ｄ）Mk／（Ｔλj−Ｄ）M0］（ｊ＝１〜４）・・（１） として算出される。なお、△Ｔλj の算出において対数
をとっているのは、光学密度としての変化を表すためで
ある。
てメモリ６３に記憶された透過量データ、ダーク光デー
タ（Ｔλ1、Ｔλ2、Ｔλ3、Ｔλ4、Ｄ）Mkと、測定開始
時Ｍ0 における透過量データ、ダーク光データ（Ｔ
λ1、Ｔλ2、Ｔλ3、Ｔλ4、Ｄ）M0 とから、ダーク減
算を行い、しかる後に透過量の変化率△Ｔλ1、△Ｔ
λ2、△Ｔλ3、△Ｔλ4を算出する。すなわち透過量の
変化率△Ｔλ1、△Ｔλ2、△Ｔλ3、△Ｔλ4は、 △Ｔλj＝log［（Ｔλj−Ｄ）Mk／（Ｔλj−Ｄ）M0］（ｊ＝１〜４）・・（１） として算出される。なお、△Ｔλj の算出において対数
をとっているのは、光学密度としての変化を表すためで
ある。
【００１５】このようにして算出された透過量の変化率
△Ｔλ1 、△Ｔλ2 、△Ｔλ3 、△Ｔλ4から、酸化型
ヘモグロビン（ＨｂＯ2）、脱酸素型ヘモグロビン（Ｈ
ｂ）、酸化されたチトクロムａ、ａ3（ＣｙＯ2）、還元
されたチトクロムａ、ａ3（Ｃｙ）の濃度変化△
ＸHbO2、△ＸHb、△Ｘcyo2、△Ｘcy をそれぞれ検出す
ることができる。すなわち各成分の濃度変化△ＸHbO2、
△ＸHb、△Ｘcyo2、△Ｘcyは、数式３として検出され
る。ここでαijは、各波長λｊ（λ１、λ２、λ３、λ
４）における各成分Ｉ（ＨｂＯ2、Ｈｂ、ＣｙＯ2、Ｃ
ｙ）の呼吸係数であり、図３（ａ）、（ｂ）から予め定
まっている。またιは、近赤外光が進行する方向の頭部
の長さである。
△Ｔλ1 、△Ｔλ2 、△Ｔλ3 、△Ｔλ4から、酸化型
ヘモグロビン（ＨｂＯ2）、脱酸素型ヘモグロビン（Ｈ
ｂ）、酸化されたチトクロムａ、ａ3（ＣｙＯ2）、還元
されたチトクロムａ、ａ3（Ｃｙ）の濃度変化△
ＸHbO2、△ＸHb、△Ｘcyo2、△Ｘcy をそれぞれ検出す
ることができる。すなわち各成分の濃度変化△ＸHbO2、
△ＸHb、△Ｘcyo2、△Ｘcyは、数式３として検出され
る。ここでαijは、各波長λｊ（λ１、λ２、λ３、λ
４）における各成分Ｉ（ＨｂＯ2、Ｈｂ、ＣｙＯ2、Ｃ
ｙ）の呼吸係数であり、図３（ａ）、（ｂ）から予め定
まっている。またιは、近赤外光が進行する方向の頭部
の長さである。
【００１６】
【数３】
【００１７】このようにしてコンピュータシステム５６
において検出された各成分の濃度変化△ＸHbO2、△
ＸHb、△Ｘcyo2、△Ｘcyは、換言すれば脳内の酸素量の
変化であるので、これらを出力装置６４に出力させるこ
とで、脳内の酸素量の変化を知り診断することができ
る。
において検出された各成分の濃度変化△ＸHbO2、△
ＸHb、△Ｘcyo2、△Ｘcyは、換言すれば脳内の酸素量の
変化であるので、これらを出力装置６４に出力させるこ
とで、脳内の酸素量の変化を知り診断することができ
る。
【００１８】尚、測定される吸収スペクトルは主に血液
中のヘモグロビンに起因するのものが大部分で、チトク
ロムに起因するものは非常に少ない。これは体内のヘモ
グロビン濃度がチトクロムに比べて数倍以上であること
と、ヘモグロビンに比べチトクロムは酸素親和力が大き
いため、通常の状態では酸化・脱酸素化の変化が小さい
ことによる。このため、測定によって得られる測定対象
の体内器官内の酸素量変化は、主に血液中のヘモグロビ
ンの濃度変化によるものとみなされる。
中のヘモグロビンに起因するのものが大部分で、チトク
ロムに起因するものは非常に少ない。これは体内のヘモ
グロビン濃度がチトクロムに比べて数倍以上であること
と、ヘモグロビンに比べチトクロムは酸素親和力が大き
いため、通常の状態では酸化・脱酸素化の変化が小さい
ことによる。このため、測定によって得られる測定対象
の体内器官内の酸素量変化は、主に血液中のヘモグロビ
ンの濃度変化によるものとみなされる。
【００１９】
【発明が解決しようとする課題】ここで臨床的には脳等
の体内器官を通過する血液の実際の酸素飽和度の測定が
要請されていた。しかし、上記のような従来の診断装置
では、酸化型ヘモグロビン（ＨｂＯ2）、脱酸素型ヘモ
グロビン（Ｈｂ）、酸化されたチトクロムａ、ａ3（Ｃ
ｙＯ2）、還元されたチトクロムａ、ａの3（Ｃｙ）の濃
度変化を測定し、表示することは可能であるが、被検体
の血液中の酸素飽和度そのものを測定することは不可能
であった。
の体内器官を通過する血液の実際の酸素飽和度の測定が
要請されていた。しかし、上記のような従来の診断装置
では、酸化型ヘモグロビン（ＨｂＯ2）、脱酸素型ヘモ
グロビン（Ｈｂ）、酸化されたチトクロムａ、ａ3（Ｃ
ｙＯ2）、還元されたチトクロムａ、ａの3（Ｃｙ）の濃
度変化を測定し、表示することは可能であるが、被検体
の血液中の酸素飽和度そのものを測定することは不可能
であった。
【００２０】本発明は上記のような従来型の診断装置を
使用して被検体でる脳の血液量変化の前後にわたる酸化
型ヘモグロビン（ＨｂＯ2）、脱酸素型ヘモグロビン
（Ｈｂ）の濃度変化を測定し、この測定結果に基づいて
被検体である脳内の変化した血液量についての酸素飽和
度を計算し、該診断装置の出力装置にその計算結果を表
示させることが可能な診断装置を提供することを目的と
するものである。
使用して被検体でる脳の血液量変化の前後にわたる酸化
型ヘモグロビン（ＨｂＯ2）、脱酸素型ヘモグロビン
（Ｈｂ）の濃度変化を測定し、この測定結果に基づいて
被検体である脳内の変化した血液量についての酸素飽和
度を計算し、該診断装置の出力装置にその計算結果を表
示させることが可能な診断装置を提供することを目的と
するものである。
【００２１】
【課題を解決するための手段】上記目的を達成するため
に、本発明は脳内の酸素量を測定するための診断装置で
あって、異なった波長の光を発生させる光源と、診断対
象である脳に上記光を入射させ、該脳を透過した入射光
を取り出す手段と、上記取り出された光を解析し、演算
を施し上記脳内の酸化型媒体の濃度変化ΔＸ02と脱酸素
型媒体の濃度変化ΔＸを演算結果として提供する手段
と、Ｋ × ΔＸ02／｛ΔＸ ＋ ΔＸ02｝ （Ｋは定
数）という計算を施す手段と、上記計算結果を表示する
手段とからなる診断装置を提供するものである。
に、本発明は脳内の酸素量を測定するための診断装置で
あって、異なった波長の光を発生させる光源と、診断対
象である脳に上記光を入射させ、該脳を透過した入射光
を取り出す手段と、上記取り出された光を解析し、演算
を施し上記脳内の酸化型媒体の濃度変化ΔＸ02と脱酸素
型媒体の濃度変化ΔＸを演算結果として提供する手段
と、Ｋ × ΔＸ02／｛ΔＸ ＋ ΔＸ02｝ （Ｋは定
数）という計算を施す手段と、上記計算結果を表示する
手段とからなる診断装置を提供するものである。
【００２２】前記診断装置において、上記入射光は近赤
外光であり、また、異なった波長の光をそれぞれ所定期
間繰り返して脳に入射し、前記計算を｜ΔＸ ＋ ΔＸ
ｏ2｜の値が所定値以上になったときに行うようにして
いる。
外光であり、また、異なった波長の光をそれぞれ所定期
間繰り返して脳に入射し、前記計算を｜ΔＸ ＋ ΔＸ
ｏ2｜の値が所定値以上になったときに行うようにして
いる。
【００２３】
【作用】上記構成の本発明によれば、酸化型媒体及び脱
酸素型媒体の濃度変化より、血液量が変化｜ΔＸ＋ΔＯ
2｜した時、その変化した分についての酸素飽和度を算
出し、算出結果を表示手段に表示する。
酸素型媒体の濃度変化より、血液量が変化｜ΔＸ＋ΔＯ
2｜した時、その変化した分についての酸素飽和度を算
出し、算出結果を表示手段に表示する。
【００２４】
【実施例】まず本発明の基本的な原理を説明する。前述
のように、臨床的には脳等の体内器官の血液の酸素飽和
度を測定したいとの要請があった。
のように、臨床的には脳等の体内器官の血液の酸素飽和
度を測定したいとの要請があった。
【００２５】しかし、従来の診断装置では、酸化型ヘモ
グロビン（ＨｂＯ2）、脱酸素型ヘモグロビン（Ｈｂ）
等の濃度変化を測定し、表示することは可能である。そ
こで、本発明は脳の血液量が増加若しくは減少する前後
の酸化型ヘモグロビン（ＨｂＯ2）、脱酸素型ヘモグロ
ビン（ＨｂＯ）の濃度変化を従来の診断装置で測定し、
この測定結果に基づいて上記増加若しくは減少した血液
の酸素飽和度を計算・出力するものである。
グロビン（ＨｂＯ2）、脱酸素型ヘモグロビン（Ｈｂ）
等の濃度変化を測定し、表示することは可能である。そ
こで、本発明は脳の血液量が増加若しくは減少する前後
の酸化型ヘモグロビン（ＨｂＯ2）、脱酸素型ヘモグロ
ビン（ＨｂＯ）の濃度変化を従来の診断装置で測定し、
この測定結果に基づいて上記増加若しくは減少した血液
の酸素飽和度を計算・出力するものである。
【００２６】以下、実施例に従って本発明を更に詳細に
説明する。本発明の診断装置は基本的には上述した従来
型の診断装置と同一の構成を有する。即ち 異なった波
長の光を発生させる光源ＬＤ１乃至ＬＤ４と、診断対象
の脳に上記光を入射させ該脳を透過した透過光を取り出
す手段と、上記透過光を解析し、演算を施し上記脳内の
酸化型媒体の濃度変化ΔＸ02と脱酸素型媒体の濃度変化
ΔＸを演算結果として提供する手段とを有している。従
来の診断装置と異なる点は、検出された酸化型及び脱酸
素型ヘモグロビンの濃度変化に基づいて、変化した血液
についての酸素飽和度を算出する点である。
説明する。本発明の診断装置は基本的には上述した従来
型の診断装置と同一の構成を有する。即ち 異なった波
長の光を発生させる光源ＬＤ１乃至ＬＤ４と、診断対象
の脳に上記光を入射させ該脳を透過した透過光を取り出
す手段と、上記透過光を解析し、演算を施し上記脳内の
酸化型媒体の濃度変化ΔＸ02と脱酸素型媒体の濃度変化
ΔＸを演算結果として提供する手段とを有している。従
来の診断装置と異なる点は、検出された酸化型及び脱酸
素型ヘモグロビンの濃度変化に基づいて、変化した血液
についての酸素飽和度を算出する点である。
【００２７】図５Ａは脳内血量（ＣＢＶ）の増加による
酸化型及び脱酸素型ヘモグロビンの変化量（割合）Δ
｛ＨｂＯ2｝及びΔ｛Ｈｂ｝を示すグラフである。増加
した脳内血量ＣＢＶと、Δ｛Ｈｂ｝及びΔ｛ＨｂＯ2｝
から増加した血流中の酸素飽和度が求められる。一方、
図５Ｂは脳内血量ＣＢＶの減少による酸化型及び脱酸素
型ヘモグロビンの変化量（割合）Δ｛ＨｂＯ2｝及びΔ
｛Ｈｂ｝を示すグラフである。減少した脳内血量ＣＢＶ
と、Δ｛Ｈｂ｝及びΔ｛ＨｂＯ2｝から減少した血流中
の酸素飽和度が求められる。
酸化型及び脱酸素型ヘモグロビンの変化量（割合）Δ
｛ＨｂＯ2｝及びΔ｛Ｈｂ｝を示すグラフである。増加
した脳内血量ＣＢＶと、Δ｛Ｈｂ｝及びΔ｛ＨｂＯ2｝
から増加した血流中の酸素飽和度が求められる。一方、
図５Ｂは脳内血量ＣＢＶの減少による酸化型及び脱酸素
型ヘモグロビンの変化量（割合）Δ｛ＨｂＯ2｝及びΔ
｛Ｈｂ｝を示すグラフである。減少した脳内血量ＣＢＶ
と、Δ｛Ｈｂ｝及びΔ｛ＨｂＯ2｝から減少した血流中
の酸素飽和度が求められる。
【００２８】即ち、血流量が増加若しくは減少した場
合、増加若しくは減少した血流中の酸素飽和度ΔＳａＯ
2は酸化型ヘモグロビン（ＨｂＯ2）と脱酸素型ヘモグロ
ビン（Ｈｂ）のそれぞれの濃度変化Δ［ＸHbO2］及びΔ
［ＸHb］の和に対する酸化型ヘモグロビン（ＨｂＯ2）
の濃度変化［ＸHbO2］として定義されるものであり、以
下の式により表される。 ΔＳａＯ2＝Ｋ × Δ［ＸHbO2］／｛Δ［ＸHb］＋Δ［ＸHbO2］｝・・・（２ ） ここで、Ｋは定数であり、通常はパーセント表示のため
Ｋ＝１００が適用される。
合、増加若しくは減少した血流中の酸素飽和度ΔＳａＯ
2は酸化型ヘモグロビン（ＨｂＯ2）と脱酸素型ヘモグロ
ビン（Ｈｂ）のそれぞれの濃度変化Δ［ＸHbO2］及びΔ
［ＸHb］の和に対する酸化型ヘモグロビン（ＨｂＯ2）
の濃度変化［ＸHbO2］として定義されるものであり、以
下の式により表される。 ΔＳａＯ2＝Ｋ × Δ［ＸHbO2］／｛Δ［ＸHb］＋Δ［ＸHbO2］｝・・・（２ ） ここで、Ｋは定数であり、通常はパーセント表示のため
Ｋ＝１００が適用される。
【００２９】酸素飽和度を求めるための計算は図４のフ
ローチャートに従ってＣＰＵ６２によって行われるもの
である。以下の説明は、期間Ｍiに計測されたΔ［Ｘ
HbO2］及びΔ［ＸHb］に関する値が、計測終了後直ちに
メモリ６３の記憶領域Ｓｉに記憶されるものとする。
ローチャートに従ってＣＰＵ６２によって行われるもの
である。以下の説明は、期間Ｍiに計測されたΔ［Ｘ
HbO2］及びΔ［ＸHb］に関する値が、計測終了後直ちに
メモリ６３の記憶領域Ｓｉに記憶されるものとする。
【００３０】以下、図４を参照しながら計算過程を説明
する。ステップＳ１ではΔ［ＸHbO］及びΔ［ＸHbO2］
に関する値がメモリ６３の記憶領域ＳｉからＣＰＵ６２
に読み出される。ステップＳ２ではΔ［ＸHb］＋Δ［Ｘ
HbO2］の加算が行われる、これは上記の式（２）の分母
の計算に該当する。このステップＳ２における計算結果
は脳内の血液量｜ΔＣＢＶ｜の変化を示すものである。
する。ステップＳ１ではΔ［ＸHbO］及びΔ［ＸHbO2］
に関する値がメモリ６３の記憶領域ＳｉからＣＰＵ６２
に読み出される。ステップＳ２ではΔ［ＸHb］＋Δ［Ｘ
HbO2］の加算が行われる、これは上記の式（２）の分母
の計算に該当する。このステップＳ２における計算結果
は脳内の血液量｜ΔＣＢＶ｜の変化を示すものである。
【００３１】ステップＳ３でＣＰＵは一時的に上記の｜
ΔＣＢＶ｜の値をメモリ６３内の適当な場所に記憶させ
る。次に、ステップＳ４でＣＰＵはその値を読みだし、
｜ΔＣＢＶ｜が所定のしきい値Ｔｈより大きいか否かを
判定する。ここで、｜ΔＣＢＶ｜が所定のしきい値Ｔｈ
より大きくない、即ちＮＯと判断されたときはステップ
Ｓ５に進む。
ΔＣＢＶ｜の値をメモリ６３内の適当な場所に記憶させ
る。次に、ステップＳ４でＣＰＵはその値を読みだし、
｜ΔＣＢＶ｜が所定のしきい値Ｔｈより大きいか否かを
判定する。ここで、｜ΔＣＢＶ｜が所定のしきい値Ｔｈ
より大きくない、即ちＮＯと判断されたときはステップ
Ｓ５に進む。
【００３２】ステップＳ５では次の測定期間Ｍi+1にお
けるΔ［ＸHbO2］及びΔ［ＸHb］の測定が行われ、この
値がメモリ６３の記憶領域Ｓi+1に記憶される。ステッ
プＳ６ではｉをインクリメントし、記憶領域Ｓi+1が指
定され、ステップＳ４で｜ΔＣＢＶ｜が所定のしきい値
Ｔｈより大きい、即ちＹＥＳとの判断がなされるまでス
テップＳ１からステップＳ４までの動作が繰り返され
る。
けるΔ［ＸHbO2］及びΔ［ＸHb］の測定が行われ、この
値がメモリ６３の記憶領域Ｓi+1に記憶される。ステッ
プＳ６ではｉをインクリメントし、記憶領域Ｓi+1が指
定され、ステップＳ４で｜ΔＣＢＶ｜が所定のしきい値
Ｔｈより大きい、即ちＹＥＳとの判断がなされるまでス
テップＳ１からステップＳ４までの動作が繰り返され
る。
【００３３】｜ΔＣＢＶi+1｜が所定のしきい値Ｔｈと
同じ若しくはそれより大きいと判断されたときはステッ
プＳ７に進む。ステップＳ７でＣＰＵはステップＳ２で
得られた値をもとに上記式（２）に基づいた計算を行
う。次にステップＳ８ではこのステップＳ７での計算結
果が出力装置６４に表示される。
同じ若しくはそれより大きいと判断されたときはステッ
プＳ７に進む。ステップＳ７でＣＰＵはステップＳ２で
得られた値をもとに上記式（２）に基づいた計算を行
う。次にステップＳ８ではこのステップＳ７での計算結
果が出力装置６４に表示される。
【００３４】
【効果】本発明では、上記のように、異なった波長の近
赤外光が所定時間にわたって被検体である脳に入射され
る。そして、｜Δ［ＸHbO2］＋Δ［ＸHbO］｜の値がし
きい値以上であるときは所定の計算が行われ、その結果
誤差の極めて少ない信頼性の高いデータが得られる。
赤外光が所定時間にわたって被検体である脳に入射され
る。そして、｜Δ［ＸHbO2］＋Δ［ＸHbO］｜の値がし
きい値以上であるときは所定の計算が行われ、その結果
誤差の極めて少ない信頼性の高いデータが得られる。
【００３５】この結果、被検体である脳の血流量変化の
前後にわたる酸化型ヘモグロビン（ＨｂＯ2）、脱酸素
型ヘモグロビン（Ｈｂ）の濃度変化を測定することによ
り、この測定結果に基づいて被検体である脳の変化した
血液について酸素飽和度が計算され、該計算結果が出力
装置によって表示される。従って、臨床医は測定終了後
直ちに酸素飽和度を知ることができ診断を行う上で効率
的となる効果がある。
前後にわたる酸化型ヘモグロビン（ＨｂＯ2）、脱酸素
型ヘモグロビン（Ｈｂ）の濃度変化を測定することによ
り、この測定結果に基づいて被検体である脳の変化した
血液について酸素飽和度が計算され、該計算結果が出力
装置によって表示される。従って、臨床医は測定終了後
直ちに酸素飽和度を知ることができ診断を行う上で効率
的となる効果がある。
【図１】本発明の診断装置の概略図
【図２】光源駆動信号のタイミングチャート
【図３Ａ】酸化型ヘモグロビン及び脱酸素型ヘモグロビ
ンの吸収スペクトルを示すグラフ
ンの吸収スペクトルを示すグラフ
【図３Ｂ】酸化型チトクロム及び脱酸素型チトクロムの
吸収スペクトルを示すグラフ
吸収スペクトルを示すグラフ
【図４】酸素飽和度を算出するためのフローチャート
【図５Ａ】脳内血量ＣＢＶが増加した際の酸化型及び脱
酸素型ヘモグロビンの変化を示すグラフ
酸素型ヘモグロビンの変化を示すグラフ
【図５Ｂ】脳内血量ＣＢＶの減少した際の酸化型及び脱
酸素型ヘモグロビンの変化を示すグラフ
酸素型ヘモグロビンの変化を示すグラフ
４５ 診断装置 ５４ 透過光検出装置 ５５ 光源制御装置 ５６ コンピューターシステム
Claims (3)
- 【請求項１】脳内の酸素量を測定するため診断装置であ
って、 異なった波長の光を発生させる光源と、 診断対象である脳に上記光を入射させ、該脳を透過した
透過光を取り出す手段と、 上記透過光を解析し、演算を施し上記脳内の酸化型媒体
の濃度変化ΔＸ02と脱酸素型媒体の濃度変化ΔＸを演算
結果として提供する手段と、 Ｋ × ΔＸｏ2／｛ΔＸ ＋ ΔＸｏ2｝ （Ｋは定
数）という計算を実行する手段と、 上記計算結果を表示する手段とからなることを特徴とす
る診断装置。 - 【請求項２】上記入射光が近赤外光であることを特徴と
する請求項１記載の診断装置。 - 【請求項３】異なった波長の光をそれぞれ所定期間繰り
返して脳に入射し、前記計算を｜ΔＸ ＋ ΔＸｏ2｜
の値が所定値以上になったときに行うようにしたことを
特徴とする請求項１若しくは２記載の診断装置。
Applications Claiming Priority (2)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| GB91300749.8 | 1991-01-31 | ||
| EP91300749A EP0497021A1 (en) | 1991-01-31 | 1991-01-31 | Oximeter with monitor |
Publications (2)
| Publication Number | Publication Date |
|---|---|
| JPH0690933A true JPH0690933A (ja) | 1994-04-05 |
| JP3096331B2 JP3096331B2 (ja) | 2000-10-10 |
Family
ID=8208176
Family Applications (1)
| Application Number | Title | Priority Date | Filing Date |
|---|---|---|---|
| JP03289094A Expired - Fee Related JP3096331B2 (ja) | 1991-01-31 | 1991-10-08 | 診断装置 |
Country Status (2)
| Country | Link |
|---|---|
| EP (1) | EP0497021A1 (ja) |
| JP (1) | JP3096331B2 (ja) |
Cited By (4)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| JPH10511875A (ja) * | 1995-01-03 | 1998-11-17 | ノン−インヴェイシヴ テクノロジイ，インク． | 生物組織の生体内検査用の光学カプラ |
| JP2002369813A (ja) * | 2002-05-07 | 2002-12-24 | Hitachi Ltd | 生体光計測装置 |
| US7286870B2 (en) | 1994-10-06 | 2007-10-23 | Hitachi, Ltd. | Optical system for measuring metabolism in a body and imaging method |
| JP2019516444A (ja) * | 2016-04-22 | 2019-06-20 | ビオプティックス・インコーポレイテッドＶｉｏｐｔｉｘ，Ｉｎｃ． | 絶対組織酸素飽和度および相対組織酸素飽和度の判定 |
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| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| JPH0527103U (ja) * | 1991-09-18 | 1993-04-09 | 日本道路株式会社 | 車両用テストコース路 |
| US5676141A (en) * | 1993-03-31 | 1997-10-14 | Nellcor Puritan Bennett Incorporated | Electronic processor for pulse oximeters |
| US5348004A (en) * | 1993-03-31 | 1994-09-20 | Nellcor Incorporated | Electronic processor for pulse oximeter |
| US5492118A (en) * | 1993-12-16 | 1996-02-20 | Board Of Trustees Of The University Of Illinois | Determining material concentrations in tissues |
| US5497769A (en) * | 1993-12-16 | 1996-03-12 | I.S.S. (Usa) Inc. | Photosensor with multiple light sources |
| FI962448A (fi) * | 1996-06-12 | 1997-12-13 | Instrumentarium Oy | Menetelmä, laite ja anturi fraktionaalisen happikyllästyksen määrittämistä varten |
| US6018673A (en) | 1996-10-10 | 2000-01-25 | Nellcor Puritan Bennett Incorporated | Motion compatible sensor for non-invasive optical blood analysis |
| DE19647877C2 (de) * | 1996-11-19 | 2000-06-15 | Univ Ilmenau Tech | Verfahren und Schaltungsanordnung zur Ermittlung der Sauerstoffsättigung im Blut |
| US7657294B2 (en) | 2005-08-08 | 2010-02-02 | Nellcor Puritan Bennett Llc | Compliant diaphragm medical sensor and technique for using the same |
| US7590439B2 (en) | 2005-08-08 | 2009-09-15 | Nellcor Puritan Bennett Llc | Bi-stable medical sensor and technique for using the same |
| US7869850B2 (en) | 2005-09-29 | 2011-01-11 | Nellcor Puritan Bennett Llc | Medical sensor for reducing motion artifacts and technique for using the same |
| US8175667B2 (en) | 2006-09-29 | 2012-05-08 | Nellcor Puritan Bennett Llc | Symmetric LED array for pulse oximetry |
| US8068891B2 (en) | 2006-09-29 | 2011-11-29 | Nellcor Puritan Bennett Llc | Symmetric LED array for pulse oximetry |
| US8437822B2 (en) | 2008-03-28 | 2013-05-07 | Covidien Lp | System and method for estimating blood analyte concentration |
| US9895068B2 (en) | 2008-06-30 | 2018-02-20 | Covidien Lp | Pulse oximeter with wait-time indication |
| CN107252305B (zh) * | 2017-06-18 | 2020-11-10 | 天津大学 | 基于全并行锁相光子计数检测模式的nirs脑功能成像*** |
Family Cites Families (3)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| US4281645A (en) * | 1977-06-28 | 1981-08-04 | Duke University, Inc. | Method and apparatus for monitoring metabolism in body organs |
| US4714341A (en) * | 1984-02-23 | 1987-12-22 | Minolta Camera Kabushiki Kaisha | Multi-wavelength oximeter having a means for disregarding a poor signal |
| JPS63277038A (ja) * | 1987-05-08 | 1988-11-15 | Hamamatsu Photonics Kk | 診断装置 |
-
1991
- 1991-01-31 EP EP91300749A patent/EP0497021A1/en not_active Withdrawn
- 1991-10-08 JP JP03289094A patent/JP3096331B2/ja not_active Expired - Fee Related
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| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| US7286870B2 (en) | 1994-10-06 | 2007-10-23 | Hitachi, Ltd. | Optical system for measuring metabolism in a body and imaging method |
| US7440794B2 (en) | 1994-10-06 | 2008-10-21 | Hitachi, Ltd. | Optical system for measuring metabolism in a body and imaging method |
| US7715904B2 (en) | 1994-10-06 | 2010-05-11 | Hitachi, Ltd. | Optical system for measuring metabolism in a body and imaging method |
| US8050744B2 (en) | 1994-10-06 | 2011-11-01 | Hitachi, Ltd. | Optical system for measuring metabolism in a body and imaging method |
| JPH10511875A (ja) * | 1995-01-03 | 1998-11-17 | ノン−インヴェイシヴ テクノロジイ，インク． | 生物組織の生体内検査用の光学カプラ |
| JP2002369813A (ja) * | 2002-05-07 | 2002-12-24 | Hitachi Ltd | 生体光計測装置 |
| JP2019516444A (ja) * | 2016-04-22 | 2019-06-20 | ビオプティックス・インコーポレイテッドＶｉｏｐｔｉｘ，Ｉｎｃ． | 絶対組織酸素飽和度および相対組織酸素飽和度の判定 |
Also Published As
| Publication number | Publication date |
|---|---|
| JP3096331B2 (ja) | 2000-10-10 |
| EP0497021A1 (en) | 1992-08-05 |
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