JPH0616774B2

JPH0616774B2 - 酸素飽和度測定装置

Info

Publication number: JPH0616774B2
Application number: JP2301785A
Authority: JP
Inventors: 弘昌河野; 雅博 ▲ぬで▼島
Original assignee: Terumo Corp
Current assignee: Terumo Corp
Priority date: 1990-11-07
Filing date: 1990-11-07
Publication date: 1994-03-09
Anticipated expiration: 2009-03-09
Also published as: JPH04174648A

Description

【発明の詳細な説明】【産業上の利用分野】

本発明は血液中に光を照射して、その反射光強度により
血液中の酸素飽和度を測定する酸素飽和度測定装置に関
するものである。

【従来の技術】

近年、心臓カラーテル等に光フアイバを組込み、このフ
アイバを通して血液中に光を照射し、血液中のヘモグロ
ビンの吸光特性を利用して、混合静脈血の酸素飽和度
（ＳｖＯ２）をモニタできるシステムが開発されてきて
いる。このような混合静脈血酸素飽和度のモニタは、開
心術後の患者等で循環動態急変時の警報としての役割の
他、薬物の投与等のように、生体に対するある種の負荷
に対する反応を検査するのに有用であろうと考えられて
いる。このような酸素飽和度を算出するとき問題となる
のは、酸素飽和度以外に反射光強度を変化させる要因が
多く存在するため、この酸素飽和度の測定精度を上げる
ためには、それらの影響を少なく抑える必要がある。こ
の反射光強度の変動の要因としては、計測系によつても
発生するが、生体系に由来する変動が重要である。血液を連続的にモニタするためには全血のまま測定する
ことが必要であるが、ヘモグロビンの吸光特性に加え赤
血球の光散乱を考慮しなければならないので、理論的に
酸素飽和度を求めるのは不可能である。そこで、本モニ
タシステムでは、まず血液に２種類の特定波長の光を照
射し、血液から後方散乱光（反射光）を検出する。ここ
で特定波長とは、酸素化ヘモグロビンと還元ヘモグロビ
ンの吸光計数が等しい波長（８０５ｎｍ：等吸光波長）
と、両者の吸光計数の差が大きい波長（６６０ｎｍ）で
ある。従つて、等吸光波長である８０５ｎｍの反射光強
度信号は酸素飽和度には殆ど依存せず、また６６０ｎｍ
の反射光強度信号はヘモグロビンの酸素飽和度により大
きく変化するので、この２つの信号の比較から酸素飽和
度を算出している。

【発明が解決しようとする課題】

最初の連続モニタのための処理方法は、１９６０年にPo
lanyl 等により報告された次式で示される処理である。ここで、Ａ及びＢは定数である。この処理では、２波長の反射光強度の比を計算している
ので、血液の流速の変化や血球の大きさ等による影響は
かなり相殺である。しかし、ヘマトクリツト値は、２波
長の反射光強度に異なる影響を与えるので、それらの比
をとつても相殺されない。従つて、この処理では充分な
精度は期待できない。そこで、ヘマトクリット値の補正のために次式を用い
る。これら補正項１，２は実験から最もヘマトクリツト値の
影響を軽減するように決められる定数値である。また、
Ａ′及びＢ′も定数である。この処理方法は、体外循環等で血液回路に固定したセン
サプログラム部を用いたモニタにおいて有効である。し
かし、混合静脈酸素飽和度モニタは、通常、熱希釈法
（所謂、Swan-Ganz 法）のような心拍出量を測定するカ
テーテルに機能付加された形で使用される。即ち、カテ
ーテルに光フアイバを組み入れ、それが肺動脈に留置し
た状態で測定されるため、このような補正だけでは不十
分であつた。本発明は上記従来例に鑑みてなされたもので、血液中に
おける反射光強度の種々の変動要因に影響されることな
く精度良く血液の酸素飽和度を測定できる酸素飽和度測
定装置を提供することを目的とする。

【課題を解決するため手段】

上記目的を達成するために、本発明の酸素飽和度測定装
置は以下の様な構成からなる。即ち、それぞれが異なる第１と第２の波長の光を血液中に照射
する照射手段と、前記第２の波長の光の反射光強度を第
１の周期でサンプリングして、その平均値を算出する第
１の算出手段と、前記第１と第２の波長の光の反射光強
度を前記第１の周期よりも長い第２の周期でサンプリン
グし、各平均値を算出する第２の算出手段と、前記第１
の算出手段により算出された前記第２の波長の光の反射
光強度の平均値より基準値を決定する基準値決定手段
と、前記第２の算出手段により算出された前記第１と第
２の波長の光の反射光強度の比と、前記基準値より前記
血液の酸素飽和度を算出する酸素飽和度算出手段とを有
する。また、前記第２の算出手段により算出された前記第２の
波長の光の反射光強度の平均値の微分値を求める微分手
段と、前記第１と第２の算出手段により算出された平均
値のそれぞれと、前記微分値より前記基準値を更新する
かどうかを判定する判定手段とを更に備えることが好ま
しい。また、前記第１の波長は６６０ｎｍであり、前記第２の
波長は８０５ｎｍであることが好ましい。

【作用】

以上の構成において、それぞれが異なる第１と第２の波
長の光を血液中に照射し、第２の波長の光の反射光強度
を第１の周期でサンプリングして、その平均値を算出す
る。さらに、第１と第２の波長の光の反射光強度を、第
１の周期よりも長い第２の周期でサンプリングし、各平
均値を算出する。この算出された第２の波長の光の反射
光強度の平均値より基準値を決定し、第１と第２の波長
の光の反射光強度の比と、その基準値よりも血液の酸素
飽和度を算出するように動作する。

【実施例】

以下、添付図面を参照して本発明の好適な実施例を詳細
に説明する。［酸素飽和度測定装置の説明（第１図）］第１図は実施例の酸素飽和度測定装置１０の概略構成を
示すブロック図である。図において、１１は肺動脈等に留置され血液中での光の
反射光強度を測定するためのカテーテル・プローブであ
る。１２はパルスタイミング回路で、ＬＥＤ駆動回路１
３にＬＥＤ１４（１４１と１４２）の駆動タイミング信
号を出力するとともに、各ＬＥＤより発光される波長の
異なる光よりの反射光強度をサンプリングするためのタ
イミング信号をサンプル・ホールド回路１８に出力して
いる。１３はＬＥＤ駆動回路で、パルスタイミング回路
１２よりのタイミング信号により、ＬＥＤ１４の２つの
ＬＥＤ１４１と１４２のいずれかを駆動して発光させて
いる。１４は６６０ｎｍの波長の光と８００ｎｍの波長
の光とを出力することができる発光ダイオード（ＬＥ
Ｄ）で、ここではＬＥＤ１４１（波長が660nm）とＬＥ
Ｄ１４２（波長が805nm）の２つで構成している。こう
して各ＬＥＤから発せられる波長の異なる光は、光カプ
ラで結合されて１本の光フアイバにまとめられ、プロー
ブ１１に送られる。なお、ＬＥＤ１４を、例えば駆動電圧などを変化させる
ことによりその出力光の波長を６６０ｎｍと８０５ｎｍ
との間で変更できるＬＥＤとすると、１つのＬＥＤで代
用できる。１５はプローブ１１と装置本体とを接続するカテーテル
等の接続部で、プローブ１１と本体とは光ケーブル２８
で接続されている。１６は光電変換部とプリアンプとが
一体化された部分で、プローブ１１よりの反射光を入力
して、その入力光の強度に対応した電気信号を出力して
いる。１７はメインアンプで、光電変換部１６よりの電
気信号を更に増幅している。サンプルホールド回路１８
は、パルスタイミング回路１２よりのタイミング信号を
入力し、そのタイミング信号に同期してメインアンプ部
１７よりのアナログ信号をサンプルホールドする。なお、ＬＥＤ１４より発光される各波長の光は、互いに
時間的な重なりが生じないようにパルスタイミング回路
１２よりのタイミング信号で制御されているため、サン
プルホールド回路１８では各波長に対する反射光強度を
独立してホールドすることができる。こうしてサンプル
ホールドされた信号は、フイルタ回路１９によりノイズ
成分がフイルタリングされた後、制御部２０に出力され
る。制御部２０では、フイルタ回路１９よりのアナログ信号
をＡ／Ｄコンバータ２２によりデジタル信号に変換して
ＣＰＵ回路２１に入力している。制御部２０はパルスタ
イミング回路１２よりのタイミング信号３３，３４（３
５，３６）を入力しており、これによりＡ／Ｄコンバー
タ２２より入力したデジタル信号が、いずれかのプロー
ブよりのどの波長に対する反射光強度であるかを判別す
ることができる。ここでは、例えばタイミング信号３３
は波長が６６０ｎｍの光に対する反射光強度の入力タイ
ミングを示し、タイミング信号３４は波長８０５ｎｍの
光に対する反射光強度の入力タイミングを示している。２１はマイクロプロセッサなどを含むＣＰＵ回路で、Ｒ
ＯＭ２４に記憶されている制御プログラムや各種データ
に従つて制御を行つている。２５はＣＰＵ回路のワーク
エリアとして使用され、各種データを一時保存するＲＡ
Ｍである。２３は操作部で、オペレータにより操作さ
れ、測定の開始や各種機能指示を入力することができ
る。２７表示部で、表示回路２６により駆動されてオペ
レータへのメツセージや測定結果などを表示する。２８
は、例えば外部出力端子を通して接続されているプリン
タなどの外部装置に測定データなどを出力するための外
部出力回路である。３０は電源回路で、ＡＣ１００Ｖを入力して装置で使用
する各種電源電圧を作成している。３１はスイツチング
・レギユレータなどの電源回路で、図示の如く各種直流
電圧を出力している。３２は電源ラインに設けられたラ
インフイルタで、ＡＣラインを通して入力される電源ノ
イズを減衰させている。第２図はカテーテル等のプローブ１１を示す図で、第２
図（Ａ）はその正面図、第２図（Ｂ）はカテーテル・プ
ローブの先端部を示している。図において、２０１，２
０２は光フアイバケーブルで、一方が光照射用のフアイ
バケーブルで、他方はその光で血液中で反射されて入射
される光を取り入れるための光入射用のフアイバケーブ
ルである。このプローブ１１は、例えば肺動脈等に挿入
されて、連続的に血液の酸素飽和度が測定される。第３図は本実施例で使用される光の波長を説明するため
の図である。第３図で、３０１は酸素と結合していないヘモグロビン
の吸光特性を示し、３０２は酸素と結合しているヘモグ
ロビンの吸光特性を示している。そして、３０３はこれ
ら２つの吸光特性の差が最も大きくなるとき、３０４は
これら２つの特性の差が“０”になるときを示し、これ
らのそれぞれに対応する波長は、それぞれ６６０ｎｍ，
８０５ｎｍとなつている。従つて、これら２つの波長の
それぞれを血液中に照射し、その反射光を検出して、そ
の比を取ることにより、血液中の酸素飽和度を求めるこ
とができる。＜動作説明＞この実施例の動作を説明する前に、反射光に含まれる血
液以外の散乱体（血管壁や心臓の弁等）による影響を除
くためのベースレベルの設定について説明する。まず、ここでは、血液以外の散乱体による反射光強度
は、常に波長８０５ｎｍの反射光強度を上昇させるよう
に働くと仮定する。これは前述したように、８０５ｎｍ
の波長の光は血液中の酸素飽和度に依存せず、しかも血
管の壁は白色に近いので、光を反射率が相当高いと予測
されるためである。この仮定によれば、血液以外の散乱
体による影響が少なければ少ないほど８０５ｎｍの反射
光強度は減少し、その影響がなくなるとき、反射光強度
は最小になる。従つて、逐次計測していることの反射光
強度と最小値をベースレベルとして、これを基に酸素飽
和度に演算する。この実施例の装置では、波長６６０ｎｍと波長８０５ｎ
ｍの光の反射光強度を、それぞれ２０ｍ秒毎に計測し、
それらを基に酸素飽和度を計算している。以下、波長６
６０ｎｍの光の反射光強度をｒ１，波長８０５ｎｍの光
の反射光強度をｒ２とする。第４図（Ａ）（Ｂ）は実施例の酸素飽和度測定装置にお
ける測定処理を示すフローチヤートで、この処理を実行
する制御プログラムはＲＯＭ２４に記憶されている。この処理は装置の電源がオンされることにより開始さ
れ、先ずステツプＳ１でＲＡＭ領域や後述するカウンタ
等をクリアしたり、各種初期設定を行い、ステツプＳ２
でプローブ１１の較正を指示するスイツチがオンされた
かをみる。較正スイツチがオンされると、計測に使用さ
れるプローブの互換性を保つために、標準反射体からの
反射光強度を計測して、それらをＣ１及びＣ２とする。
なお、これらＣ１とＣ２の値は１００ｍ秒での、２１点
の平均値である。これにより、Ｒ１＝ｒ１／Ｃ１Ｒ２＝ｒ２／Ｃ２と較正される。次にステツプＳ３に進み、スタートスイツチがオンされ
るのを待ち、スタートスイツチがオされるとステツプＳ
４に進み、反射光強度の計測を開始する。こうしてステ
ツプＳ４で計測が開始されると第４図（Ｂ）のステツプ
Ｓ１２に進み、Ｒ１及びＲ２を２０ｍ秒毎に計測する。
ステツプＳ１３では、カウンタを＋１する。これはステ
ツプＳ１５で１６回の回数計測が行われたかをみるため
のものである。つぎにステツプＳ１４に進み、演算パラメータとしての
Ｍ１フイルタを求める。以下、詳しくは説明する。いま、計測時間をＴとすると、Ｔ＝０．０２０×ｔ＝０．３２０×ｓとなる時間計数ｓ及びｔを考える。これを第５図を参照
して説明すると、１つのマス目を１ブロツクとし、この
時間幅は３２０ｍｓである。即ち、時間計数ｔは２０ｍ
ｓ毎、時間計数ｓは３２０ｍｓ毎となる。また、“再設
定”は後述するＢ８０の設定及び際設定を示し、黒丸に
接続された線が曲がった実線のブロツクはパラメータの
算出を示し、点線が接続されている順送りを示してい
る。^１Ｍｎは、２０ｍ秒毎に検出された反射光強度信号Ｒ２
（波長８０５ｎｍ）の５点の移動平均値で、ここで、ｎ＝ｔ−２、正しｔ≧４である。また、^２Ｍimは、３２０ｍ秒毎に計測された反射光強度
信号Ｒ１及びＲ２の２１点の移動平均値である。ここで、１６ｍ＝ｔ−１６０，但し、ｔ≧３２０、また
は、ｍ＝ｓ−１０，但し、ｓ≧２０である。また、^２Ｍ
imの添字ｉ（ｉ＝１，２）は、波長６６０ｎｍ（ｉ＝
１）、８０５ｎｍ（ｉ＝２）の反射光強度に対応してい
る。更に、この移動平均値^２Ｍimの内、^２Ｍ2mの時間変化
は、微分デジタルフイルタ手法により処理される。即
ち、ここで、１６ｍ′＝ｔ−２２４，但しｔ≧４４８、また
は、ｍ′＝ｓ−１４，但しｓ≧２８である。これにより、第５図を参照すると明らかなように、時間
ｔにおける測定を行うためには、１０ブロツク前と移動
平均値^２Ｍ1m，^２Ｍ2mと、１４ブロツク前の移動平均値
^２Ｍ2m微分値^２ＤＭ_m′が必要となることがわかる。こ
のため、これら各移動平均値や、その微分値は、計算さ
れる度に、その値と対応する時刻とを順次ＲＡＭ２５に
記憶する必要がある。こうしてステツプＳ１４で、２０ｍ秒毎のＭ１に関する
平均値が算出されるとステツプＳ１５に進み、１６回Ｍ
１が計算されたか、即ち、３２０ｍ秒（１ブロツク分）
が経過したかをみる。そうでなければステツプＳ１９に
進むが、３２０ｍ秒が経過するとステツプＳ１６に進
み、Ｍ２フイルタの計算、及びＭ１ブロツク化を行う。これは前述した３２０ｍｓ毎に移動平均値^２Ｍimと、そ
の微分値を計算するものである。ここで、ブロツクは前述した第５図の１マスに相当して
おり、その番号はｊで示されている。ここで、Ｍ１のブ
ロツク化を行うには、^１Ｍｎを１６点算出する。この値
は、後述するように^２Ｍ2mと比較されて、判断パタメー
タMMの算出に用いられるので、第５図に示すようにブロ
ツク番号ｊ＝１０，即ち、ｔ−１７５までのデータが保
存されなければならない。また、^２Ｍim及び^２ＤＭm′のブロツク化に際しては、
これらの添字ｍ及びｍ′と、ブロツク番号ｊとの対応関
係は、^２ＭｉBj；ｊ＝ｓ−ｋ，ｋ＝ｍ，ｍ−１…^２ＤＭMBｊ；
ｊ＝ｓ−ｋ′，Ｋ′＝ｍ，ｍ′−１… 第５図を参照して前述したように、時間ｔにおける酸素
飽和度を算出するためには、ブロツク番号ｊ＝１４のデ
ータ^２ＭiB₁₄を用いる。これは演算パラメータの中で、
ブロツク番号ｊの最も大きい^２ＤＭm′がｊ＝１４であ
るためである。このため、ブロツクデータ^２Ｍ1Bj 及び
^２Ｍ2Bj は、ｊ＝１０〜１４（１０ブロツクから１４ブ
ロツクまで）を逐次、更新・記憶する。次に、前述した本実施例の特徴である酸素飽和度を測定
するためのベースレベルについて説明する。このベースレベルは、前述したブロツクデータ^２Ｍ2Bj
と、後述する判断パラメータ（MM,DM,MB）とから算出さ
れる。このベースレベルは、前述したように、血液以外
（血管の壁等）からの反射光による影響を除くためのも
ので、前述した仮定に基づいて８０５ｎｍの反射光強度
が最小になるときの、反射光強度をベースレベルとして
いる。以下、これらの判断パラメータについて説明す
る。判断パラメータＭＭこのパラメータは、^１Ｍｎと^２Ｍ2mとの比で求められる
が、１ブロツクに対応させて示す（ここではブロツク１
０）と、ＭＭB₁₀ ＝Max[¹Ｍ_t-175/² Ｍ2B₁₀，^１Ｍ_t-160/² Ｍ2B
₂₀] ここで、Max[X,Y]は、ＸからＹまでの絶対値の最大値で
ある。判断パラメータＭＭは、上式の値より、ＭＭ＝０； ABS(1-MMB₁₀) ≦0.14 ＭＭ＝１； ABS(1-MMB₁₀) ＞0.14 となる。なお、ここで０．１４は閾値である。判断パラメータＤＭこの判断パラメータは、^２ＤＭB₁₄ （１４ブロツクの^２
Ｍ2mの微分値）の大きさにより、ＤＭ＝０； ABS(²DMB₁₄) ≦0.02 ＤＭ＝１； ABS(²DMB₁₄) ＞0.02 となる。なお、ここで０．１４は閾値である。判断パラメータＭＢこの判断パラメータＭＢは、^２Ｍ2B₁₄とベースレベルと
の比であるが、どちらのパラメータも酸素飽和度に依存
している。従つて、比較するためには同じ酸素飽和度の
ときの値に換算する必要があるので、ここでは酸素飽和
度８０％の時の値に換算する。そして、それらをＭ８０
及びＢ８０とすると、ＭＢ＝０； 0.9 ≦M80/B80 ≦1.0 ＭＢ＝１； 1.1 ＜M80/B80 ≦1.1 ＭＢ＝２； 1.1 ＜M80/B80 ≦1.35 ＭＢ＝３； 0.5 ≦M80/B80 ≦0.9 ＭＢ＝４； 1.35＜M80/B80 ＜1.8 ＭＢ＝５； M80/B80 ≦0.5 ＭＢ＝６； 1.8 ＜M80/B80 となる。尚、ここで、これら各閾値は値である。ところ
で、Ｍ８０は次式で求められる。Ｍ80＝^２2B₁₄×{1+z1 ×(0.8-0.01 ×SO₂)} となる。尚、ｚ１は定数であり、ＳＯ_２は酸素飽和度
（％）である。このＭ８０は、前述の各計測値と同様に
ブロツク化して逐次、記憶・更新する。こうして、先ず最初のベースレベルＢが決定される。こ
れは、前述した演算パラメータ^２Ｍ2mのｍ＝１０〜１４
までの平均値から算出される。再び、第４図のフローチヤートに戻り、１０〜１４ブロ
ツクの^２Ｍ2kが計算されて、最初のベースレベルＢが決
定されるとステツプＳ１７よりステツプＳ１８に進む
が、それまではステツプＳ１８，Ｓ１９はスキツプされ
る。ステツプＳ１８ではデータ読み込みフラグをオンに
し、ステツプＳ１９でタイマにより所定時間が経過する
のを待つ。このデータ読み込みフラグがオンされると第
４図のステツプＳ５よりステツプＳ６に進み、酸素飽和
度が計算される。この酸素飽和度の計算に際しては、このベースレベルＢ
も酸素飽和度に依存するため、酸素飽和度が８０％のと
きのベースレベルをＢ８０とする酸素飽和度の補正が必
要になる。しかし、この段階では酸素飽和度を正規の処
理法（本実施例の特徴）を用いて算出できないため、次
式により酸素飽和度を測定する。なお、ａｉ（ｉ＝０〜３）は定数である。そして、これ以降の酸素飽和度の算出において、更に更
新されたベースレベル等が使用され、酸素飽和度の精度
が向上する。この式を以下に示す。 Rd=(Bd-d1)/{Bd ×（^２Ｍ1B₁₄/^２Ｍ2B₁₄） ×(1+W_R ×W_S）- d2} ここで、Ｂｄ＝B80 ×{1+z1 ×(0.01 ×SO₂ -0.08)} Wr＝０；^２Ｍ2B₁₄−Bd≦０ Wr＝ｆ１×(ABS(^２Ｍ2B₁₄−Bd)/Bd) ；^２Ｍ2B₁₄−Bd＞０ W_S＝ - 0.06 100≦SO₂ W_S＝−0.005 ×SO₂ ＋0.04 ;0 ≦SO₂ ＜ 100 W_S＝ 0.04 ：０＜SO₂ 尚、これら上式におけるｂｉ，ｚ１，ｄ１，ｆ１は定数
であり、またＷ_Ｓの算出に用いた数値は仮の係数であ
る。こうして酸素飽和度が算出されるとステツプＳ７に進
み、そのエラーがチエツクされ、ステツプＳ８でその計
算結果が表示部２７に表示される。またステツプＳ９で
は、例えば接続されているプリンタ等に出力される。次に、このベースレベルＢ８０を更新する場合について
説明する。このベースレベルが更新される条件には、以
下の３つが考えられる。Ｍ８０と現在のベースレベルとを比較し、２５点全て
がＢ８０より小さいときにベースレベルＢ８０を更新す
る。なお、このＭ８０ｊはブロツク番号ｊに対応する酸素飽
和度８０％にのときの平均値である。ブロツク番号ｊ＝１４〜３８までの判断パラメータＭ
Ｍ及びＤＭが全て“０”であり、かつ判断パラメータＭ
Ｂ（ｊ＝１４）が“０”のときにベースレベルが更新さ
れる。Ｂ８０＝Ｍ８０ブロツク番号ｊ＝１４〜３８までの判断パラメータＭ
Ｍ及びＤＭが全て“０”であり、かつ判断パラメータＭ
Ｂ（ｊ＝１４）が“１”の時に、ベースレベルが更新さ
れる。Ｂ８０＝Ｂ８０＋０．５×Ｍ８０なお、０．５は係数である。以上説明したように本実施例によれば、ベースレベルに
よる酸素飽和度の補正を行うことにより、血液以外から
の反射光による影響を除去することができるため、酸素
飽和度が正確に測定できる効果がある。

【発明の効果】

以上説明したように本発明によれば、血液中における反
射光強度の種々の変動要因に影響されることなく精度良
く血液の酸素飽和度を測定できる効果がある。

【図面の簡単な説明】

第１図は実施例の酸素飽和度測定装置の概略構成を示す
ブロツク図、第２図（Ａ）（Ｂ）は実施例のプローブの外観図、第３図は血液中における酸化ヘモグロビンと還元ヘモグ
ロビンにおける吸光度の違いを光の波長に対応して示し
た図、第４図は実施例の酸素飽和度測定装置における計測処理
を示すフローチヤート、そして第５図は実施例の酸素飽和度測定装置における各値のブ
ロツク化と参照ブロツクを示した図である。図中、１０……酸素飽和度測定装置、１１……プロー
ブ、１２……パルスタイミング回路、１３……ＬＥＤ駆
動回路、１４……ＬＥＤ、１５……接続部、１６……光
電変換部、１７……メインアンプ部、１８……サンプル
ホールド回路、１９……フイルタ回路、２０……制御
部、２１……ＣＰＵ回路、２２……Ａ／Ｄコンバータ、
２３……操作部、２４……ＲＯＭ、２５……ＲＡＭ、２
７……表示器、２８……光フアイバである。

Claims

【特許請求の範囲】

【請求項１】それぞれが異なる第１と第２の波長の光を
血液中に照射する照射手段と、前記第２の波長の光の反射光強度を第１の周期でサンプ
リングして、その平均値を算出する第１の算出手段と、前記第１と第２の波長の光の反射光強度を前記第１の周
期よりも長い第２の周期でサンプリングし、各平均値を
算出する第２の算出手段と、前記第１の算出手段により算出された前記第２の波長の
光の反射光強度の平均値より基準値を決定する基準値決
定手段と、前記第２の算出手段により算出された前記第１と第２の
波長の光の反射光強度の比と、前記基準値より前記血液
の酸素飽和度を算出する酸素飽和度算出手段と、を有することを特徴とする酸素飽和度測定装置。
【請求項２】前記第２の算出手段により算出された前記
第２の波長の光の反射光強度の平均値の微分値を求める
微分手段と、前記第１と第２の算出手段により算出され
た平均値のそれぞれと、前記微分値より前記基準値を更
新するかどうかを判定する判定手段とを更に備えること
を特徴とする請求項第１項に記載の酸素飽和度測定装
置。
【請求項３】前記第１の波長は６６０ｎｍであり、前記
第２の波長は８０５ｎｍであることを特徴とする請求項
第１項に記載の酸素飽和度測定装置。