JP2004248819A - Blood analyzer - Google Patents

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JP2004248819A
JP2004248819A JP2003041349A JP2003041349A JP2004248819A JP 2004248819 A JP2004248819 A JP 2004248819A JP 2003041349 A JP2003041349 A JP 2003041349A JP 2003041349 A JP2003041349 A JP 2003041349A JP 2004248819 A JP2004248819 A JP 2004248819A
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blood
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light
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frequency
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JP2003041349A
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Japanese (ja)
Inventor
Katsuyoshi Aihara
克好 相原
Original Assignee
Citizen Watch Co Ltd
シチズン時計株式会社
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Abstract

<P>PROBLEM TO BE SOLVED: To solve the problem of an eventual prolonged measuring time in view of the biomedical signals which must be passed through an analog filter to remove the noises while the information possessed thereby is processed, a factor for the errors possible in the calculation of the ratio of the blood components and when the signal itself is a low frequency like the pulse waves, a larger time constant required in the setting of an analog filter takes more time until the signal passing through the filter is stabilized. <P>SOLUTION: In the blood analyzer, the biomedical signals discretely digitized are converted to the data of the frequency range from the time range to determine the intensity of the power spectrum of the fundamental frequency components contained in the biomedical signals and then, the ratio of the intensity thereof is calculated based on the intensity of the power spectrum determined from a plurality of pulsation components. This enables the measurement of the pulsation components at a higher speed without degrading the information possessed by the biomedical signals and moreover, achieves the stable reproducibility with a higher precision. <P>COPYRIGHT: (C)2004,JPO&NCIPI

Description

【0001】 [0001]
【発明の属する技術分野】 BACKGROUND OF THE INVENTION
本発明は、非侵襲で血液中の成分を分析する血液分析装置に関する。 The present invention is a non-invasive relates to a blood analyzer for analyzing components in the blood.
【0002】 [0002]
【従来の技術】 BACKGROUND OF THE INVENTION
従来から採血しないで血液成分を検査する装置としては、例えば動脈血の酸素飽和度を測定するパルスオキシメーターがある。 The apparatus for inspecting blood components without bled Conventionally, there is a pulse oximeter to measure oxygen saturation of arterial blood. これは動脈血中のヘモグロビンのうち酸素と結合したヘモグロビンの割合を非侵襲で測定するものであり、使いやすく装置の価格も妥当なことから、さまざまな医療現場で使われてきた。 This is designed to measure the percentage of hemoglobin combined with oxygen out of the hemoglobin in the arterial blood in a non-invasive, since the price is also reasonable of easy-to-use devices, it has been used in a variety of medical practice. 例えば、手術中や手術後、集中治療室では、患者の容体を連続的に監視している。 For example, after surgery or during surgery, in intensive care, which continuously monitors the condition of the patient. また在宅酸素療法では患者の状態把握として使われてきた。 In the home oxygen therapy has been used as a state grasp of the patient. 救急医療では、輸送中に患者の容体を短時間で把握するために使われてきた。 In emergency medicine, it has been used in order to grasp in a short period of time the condition of the patient during transport. さらに、高所登山での健康状態のチェックにも使われている。 Further, it is also used to check the health state of high altitude climbing.
【0003】 [0003]
このパルスオキシメーターは、例えば、血流の脈動に起因する透過光量の変化分を、630nmと900nmのふたつの異なる波長帯域において測定して、このふたつの変化分の比、つまり吸光度の比から動脈血の酸素飽和度を算出している。 The pulse oximeter can, for example, arterial blood a change in transmitted light amount due to the pulsation of blood flow, as measured at two different wavelength bands of 630nm and 900 nm, the two variation ratio, i.e. the ratio of the absorbance and it calculates the oxygen saturation.
【0004】 [0004]
【特許文献1】 [Patent Document 1]
特公昭53−26437号公報(第2−3頁、第4図) Sho 53-26437 Patent Publication (2-3 pages, Fig. 4)
【0005】 [0005]
次に、このようなパルスオキシメータの構成例を図6に示すブロック図を用いて説明する。 It will now be described with reference to a block diagram showing a structural example of such a pulse oximeter in FIG. 第1の発光素子21と第2の発光素子22は、発光駆動回路11の出力を受けて、それぞれ、波長の異なる光を経時的に交互に点灯する。 The first light-emitting element 21 and the second light emitting element 22 receives the output of the light emission drive circuit 11, respectively, it turned over time alternating light of different wavelengths. 第1の発光素子21が発する光の波長をλ1、第2の発光素子22が発する光の波長をλ2とする。 The wavelength of the light in which the first light-emitting element 21 emits .lambda.1, the wavelength of light the second light-emitting element 22 is emitted to .lambda.2. 第1の発光素子21と第2の発光素子22が発する光は、例えば指である生体組織1に照射され、生体組織1を挟んで対向して配置された受光素子23によって透過光として受光される。 Light from the first light emitting element 21 is a second light emitting element 22 emits, for example, is irradiated to the living body tissue 1 is a finger, and is received as a transmitted light by the light receiving element 23 which are arranged on opposite sides of the tissue 1 that. 生体組織1に照射された光は、赤血球による散乱や、生体組織1の組織および各種血液成分による吸収などが起こっている。 The light irradiated to the living body tissue 1, the scattering or by red blood cells, absorbs and going by tissue and various blood component of the living tissue 1.
【0006】 [0006]
受光素子23は、第1の発光素子21と第2の発光素子22から発せられた光が、生体組織1を透過した後の透過光量に対応する光を受けている。 Light-receiving element 23, the first light emitting element 21 and light emitted from the second light emitting element 22, receiving light corresponding to the amount of transmitted light after passing through the biological tissue 1. 増幅器12は受光素子23で受けた透過光量を電気信号に変換するとともにその電気信号を増幅している。 Amplifier 12 amplifies the electrical signal and converts the transmission light received by the light receiving element 23 into an electric signal. なお、各波長における透過光量には、血管を流れる血液の脈動に相当する脈動成分の情報が含まれている。 Note that the amount of transmitted light at each wavelength includes information of the pulsating component corresponding to pulsation of the blood flowing through the blood vessel. 生体信号は、皮膚や筋肉などの組織、生体を構成する水分子などに相当する成分(直流信号成分)と血液の脈動に相当する脈動成分(交流信号成分)が加算されたものである。 Biological signal is a tissue such as skin and muscle, components corresponding to such water molecules that constitute the biological pulsating component corresponding to the pulsation of the (DC signal component) and blood (AC signal component) is added. この脈動成分は、心拍によって生じる脈拍に同期した非周期的信号であると言える。 This pulsating component can be said to be a non-periodic signal synchronized with the pulse caused by heartbeat.
【0007】 [0007]
マルチプレクサ(MPX)31と呼ばれる分岐回路では、増幅器12の出力信号が、λ1、λ2の波長ごとに振り分けられ、波長ごとに設けられた第1のバンドパスフィルタ(以後、BPFと表記する)32と第2のバンドパスフィルタ(以後、BPFと表記する)33と呼ばれる帯域制限フィルタに供給される。 In the branch circuit called a multiplexer (MPX) 31, the output signal of the amplifier 12, .lambda.1, distributed for each wavelength of .lambda.2, the first band-pass filter provided for each wavelength (hereinafter, referred to as BPF) 32 and second band-pass filter is supplied to the band-limiting filter called (hereinafter, denoted a BPF) 33. 第1のBPF32と第2のBPF33は、各生体信号中に含まれる高周波のノイズ成分を除去し、さらに生体組織1における各波長λ1、λ2についての透過光の脈動成分に相当する振幅信号を出力する。 A first BPF32 second BPF33 is a high-frequency noise components contained in the biological signal is removed, the wavelengths λ1 further in the biological tissue 1, outputs an amplitude signal corresponding to the pulsation component of the transmitted light for λ2 to.
【0008】 [0008]
第1の脈動抽出手段(以後、DETと表記する)34と第2の脈動抽出手段(以後、DETと表記する)35は、第1のBPF32と第2のBPF33からの各出力信号により、波長ごとに生体組織1の脈動成分の振幅値に相当する信号を検出して取り出している。 The first pulsation extracting means (hereinafter, DET and hereinafter) 34 and the second pulsating extraction unit (hereinafter, DET and hereinafter) 35, the first BPF32 each output signal from the second bandpass filter 33, wavelength by detecting a signal corresponding to the amplitude value of the ripple component of the biological tissue 1 are taken out every. これら検出信号は、生体組織1での各波長λ1、λ2における透過光量、つまり脈動成分の変化分に対応したものであり、A/D変換されたデータである。 These detection signals are the wavelengths λ1 in tissue 1, which corresponds to the amount of transmitted light, i.e. change in the pulsation component in .lambda.2, an A / D converted data. 第1のDET34と第2のDET35の出力信号は、演算手段36に送られ、全血液成分に対する各種血液成分比が演算される。 A first DET34 output signal of the second DET35 is sent to the arithmetic unit 36, various blood component ratio to total blood components is computed. そして、表示手段18では演算結果である動脈血酸素飽和度の成分比を表示する。 Then, to display the component ratio of arterial oxygen saturation is calculated result in the display unit 18.
【0009】 [0009]
【発明が解決しようとする課題】 [Problems that the Invention is to Solve
前述の脈動抽出方法によれば、アナログ信号である生体信号がMPX31によって波長ごとに分配され、まず波長ごとに設けた第1のBPF32と第2のBPF33であるアナログフィルタによって高周波のノイズ成分を除去する構成になっている。 According to the pulsating extraction methods described above, the biological signal is an analog signal is distributed to each wavelength by the MPX31, high frequency noise component removed first by the first BPF32 the analog filter is a second BPF33 provided for each wavelength It has been configured to. しかし、アナログフィルタを通すことによって高周波のノイズを除去すると同時に、生体信号のもつ情報も加工することになり、血液成分比を計算する上で誤差の要因になる。 However, at the same time to remove the high frequency noise by passing the analog filter, the information possessed by the biological signal also becomes possible to process, becomes a factor of an error in calculating the blood component ratio. さらに、生体の脈動波形のように信号そのものが低周波である場合は、設定するアナログフィルタの時定数が大きくなり、フィルタを通した後の信号が安定するまで時間がかかり、結果的に測定時間が長くなるという問題がある。 Further, if the signal itself as in the pulsation waveform of a living body is low frequency, the greater the time constant of the analog filter to be set, the signal after passing through the filter takes time to stabilize, resulting in measurement time there is a problem that becomes longer.
【0010】 [0010]
本発明の目的は上記課題を解決し、生体信号のもつ情報を低下させることなく高精度に測定でき、しかも高速な測定も可能とする血液分析装置を提供するものである。 An object of the present invention is to solve the above problems, it can be measured with high accuracy without reducing the information possessed by the biological signal, yet to provide a blood analyzer which also enables fast measurements.
【0011】 [0011]
【課題を解決するための手段】 In order to solve the problems]
上記課題を解決するための本発明で用いる手段は、2つ以上の発光素子と、前記発光素子から発せられたそれぞれの光を生体組織を通して受ける少なくとも1つの受光素子と、前記受光素子の受光量に応じてそれぞれの前記発光素子ごとに前記生体組織の脈動成分を取り出す脈動抽出手段と少なくとも1つの血液成分比を演算する血液成分比算出手段とからなる演算手段と、前記血液成分比算出手段の算出結果を表示する表示手段とを有する血液分析装置において、前記脈動抽出手段は、前記脈動成分に含まれる複数の周波数における周波数成分を抽出する周波数成分抽出手段と、該周波数成分抽出手段によって得られた各周波数成分の実効値を求める実効値算出手段とを有し、前記血液成分比算出手段は、2つ以上の前記発光素子から得ら The means used in the present invention for solving the above problems, and at least one light receiving element receives the two or more light-emitting elements, each light emitted from the light emitting element through the living tissue, the light receiving amount of the light receiving element and computing means comprising a pulsation extracting means for extracting the ripple component of the living tissue for each of the light emitting device and the blood component ratio calculating means for calculating at least one blood component ratio in accordance with, the blood component ratio calculating means in the blood analysis apparatus and a display means for displaying the calculated result, the pulsation extraction means includes frequency component extracting means for extracting frequency components at a plurality of frequencies contained in the pulsating component, obtained by the frequency component extracting means and a effective value calculating means for calculating an effective value of each frequency component, the blood component ratio calculating means may al from two or more of said light emitting element る前記実効値を用いて前記血液成分比を算出することである。 It is to calculate the blood component ratio by using that the effective value.
【0012】 [0012]
【発明の実施の形態】 DETAILED DESCRIPTION OF THE INVENTION
以下、図面を用いて本発明の実施の形態を詳述する。 Hereinafter, detailed embodiments of the present invention with reference to the drawings.
図1は、本発明の実施の形態による血液分析装置を示すブロック図、図2は、脈波の一例を示す波形図、図3は、図2に示す脈波を用いてFFT演算して得られるパワースペクトル強度を示す図、図4は、図2に示す脈波に正規乱数を重畳した波形図、図5は、図4に示す脈波を用いてFFT演算して得られるパワースペクトル強度を示す図である。 Figure 1 is a block diagram showing a blood analyzer according to the embodiment of the present invention, FIG. 2 is a waveform diagram showing an example of a pulse wave, Figure 3, and FFT calculation using a pulse wave shown in FIG. 2 give shows the power spectrum intensity is, FIG. 4 is a waveform diagram obtained by superimposing the normal random number to the pulse wave shown in FIG. 2, FIG. 5, the power spectrum intensity obtained by FFT calculation using a pulse wave shown in FIG. 4 It illustrates. ここでは、2つの異なる波長の光を用いる血液分析装置について説明する。 Here, a blood analysis apparatus using light of two different wavelengths will be described. まず、図1に示した血液分析装置の構成を説明する。 First, a configuration of the blood analyzer of FIG. 図6に示した従来技術と同じ構成は同じ番号を付してその説明を省略する。 Prior art the same configuration shown in FIG. 6 and description thereof is omitted herein denoted by the same reference numerals.
図1において、1は生体組織、11は発光駆動回路、21は第1の発光素子、22は第2の発光素子、23は受光素子、18は表示手段であり、これらは図6に示した同一符号の構成要素と同じものである。 In Figure 1, 1 is a biological tissue, 11 light emission drive circuit, 21 is a first light-emitting element, 22 second light-emitting element, 23 light-receiving element, 18 is display means, which are shown in FIG. 6 is the same as the same reference numerals of the components. 12は増幅回路であり、受光素子23で受けた透過光量を電気信号に変換するとともに、その信号を増幅する。 12 is an amplification circuit, converts the transmission light received by the light receiving element 23 into an electric signal, amplifies the signal. 図6の増幅回路とは異なり、さらに、その信号をA/D変換することによって、連続した生体信号を離散的なデータ量として次段に出力する。 Unlike the amplifier circuit of FIG. 6, further by converting the signal A / D, and outputs to the next stage of the continuous bio-signals as discrete data amount.
【0013】 [0013]
演算手段14は生体組織1における脈動成分から、血液成分比を算出する演算手段であり、増幅回路12の出力信号から脈動の周波数成分を分離する周波数成分抽出手段15と、各周波数成分の実効値を求める実効値算出手段16とからなる脈動抽出手段13と、この脈動抽出手段13の計算結果から、さらに血液成分比を求める血液成分比算出手段17とから構成されている。 Computing means 14 from the pulsating component in the biological tissue 1, a calculating means for calculating a blood component ratio, a frequency component extracting means 15 for separating the frequency components of the pulsation from the output signal of the amplifier circuit 12, the effective value of each frequency component pulsation extraction means 13 consisting of the effective value calculating unit 16 for obtaining a from this calculation result of the pulsating extraction unit 13, and a further from the blood component ratio calculating means 17 for determining the blood component ratio.
【0014】 [0014]
次に、図1に示した血液分析装置の動作を説明する。 Next, the operation of the blood analyzer of FIG.
まず、図6で説明したように、2つの異なる波長の光を発する第1の発光素子21と第2の発光素子22とが経時的に交互に点灯し、生体組織1に照射され、その透過光を受光素子23が受ける。 First, as described in FIG. 6, the first light emitting element 21 emitting light of two different wavelengths and the second light emitting element 22 is turned on over time alternately irradiates the tissue 1, the transmission the light-receiving element 23 of the light is subjected. そして、増幅回路12によって、受光素子23で受けた透過光量が、離散的なデータ量に変換される。 Then, the amplifier circuit 12, the amount of transmitted light received by the light receiving element 23 is converted into discrete data amount. 次に、周波数成分抽出手段15によって、増幅回路12の出力から脈動成分が取り出され、さらに、実効値算出手段16では、周波数成分抽出手段15の出力に基づいて、第1の発光素子21と第2の発光素子22から発せられて生体組織1を透過した異なる2つの波長の光に対応した脈動成分の実効値を算出する。 Then, by the frequency component extracting means 15, the pulsating component from the output of the amplifier circuit 12 is taken out, furthermore, the effective value calculating unit 16, based on an output of the frequency component extracting means 15, the first light-emitting element 21 first emitted from the second light emitting element 22 calculates the effective value of the ripple component corresponding to the light of two different wavelengths transmitted through the tissue 1. その後、実効値算出手段16で求めた実効値を用いて、血液成分比算出手段17によって未知の血液成分比を算出し、その結果を表示手段18に表示する。 Then, using the effective value calculated by the effective value computing means 16, the blood component ratio calculation unit 17 calculates the unknown blood component ratio, and displays the result on the display unit 18.
【0015】 [0015]
次に図2〜図5を用いて、本発明のポイントである脈動抽出手段13について詳細に説明する。 Next, with reference to FIGS. 2 to 5, the pulsation extraction unit 13 is the point of the present invention will be described in detail. まず、脈動抽出手段13が処理する増幅回路12の出力について説明する。 First, the pulsation extraction unit 13 will be described the output of the amplifier circuit 12 to be processed.
図2は、実際に図1のブロック図に示す構成によって生体組織1を透過した光を電気信号に変換、増幅し、さらにA/D変換した、増幅回路12の出力である離散化したデータによる生体からの脈動波形を示したものである。 2, by actually converted into an electric signal the light transmitted through the biological tissue 1 by the configuration shown in the block diagram of FIG. 1, amplified, further A / D converted, is the output of the amplifier circuit 12 discrete data It shows the pulsation waveform from a living body. 横軸は時間、縦軸は脈動信号をデジタル化した時の値を任意単位として示しており、1000以下の値を省略し、1000〜1250の信号の変化する部分を拡大して示している。 The horizontal axis represents time, the vertical axis represents the value when the digitized pulse signal as arbitrary units, is omitted 1000 following values, shows an enlarged view of the changing part of the 1000 to 1250 of the signal. また、この時のサンプリング時間間隔は20msである。 Further, the sampling time interval at this time is 20 ms. 波形41は、第1の発光素子21から発する波長λ1の光が生体組織1に照射された時、その透過光量に比例した受光素子23の出力の値を、増幅回路12によってデジタル化した脈動波形を示す一例である。 Waveform 41 is first when the light of wavelength λ1 emitted from the light emitting element 21 is irradiated to a living tissue 1, the value of the output of the light receiving element 23 in proportion to the amount of transmitted light, the digitized pulsation waveform by an amplifier circuit 12 it is an example showing the. 同様に波形42は、第2の発光素子22から発する波長λ2の光が生体組織1に照射されたとき、その透過光量に比例した受光素子23の出力の値を、増幅回路12によってデジタル化した時の脈動波形を示す一例である。 Similarly waveform 42, light of wavelength λ2 emitted from the second light emitting element 22 when irradiated to a living tissue 1, the value of the output of the light receiving element 23 in proportion to the amount of transmitted light and digitized by the amplifier 12 it is an example showing the pulsation waveform when. 2つの異なる波長の光を発する第1の発光素子21と第2の発光素子22とでは、生体組織1における吸光度が異なるため、脈動信号は図2に示すように振幅値が異なる。 The first light emitting element 21 emitting light of two different wavelengths and in the second light-emitting element 22, since the absorbance at tissue 1 are different, the pulsation signals are different amplitude values ​​as shown in FIG. 波形41の方が波形42よりも振幅が大きいことが判る。 It can be seen that the amplitude is larger than the waveform 42 towards waveform 41.
【0016】 [0016]
図2に示すように、脈動に同期した基本周期とその数倍の周期の大きなうねりが認められる。 As shown in FIG. 2, the basic period synchronized to the pulsation and large waviness period of several times observed. すなわち、図2の例では測定時間が5秒から、波高値が下降傾向を示し、8秒前後で下降のピークとなり、それからふたたび波高値が上昇傾向を示し、10〜11秒で再び波高値が大きくなる。 That is, measured from the time of 5 seconds in the example of FIG. 2 shows the peak value is a downward trend, peaked in descending before and after 8 seconds, and then again a peak value indicates a rising trend, again peak value at 10 to 11 seconds growing. 10〜11秒以降もこのようなうねりが続いている。 10-11 seconds later also followed such a swell. この大きなうねり信号は、生体の筋肉の緊張、呼吸、生体組織1の微妙な動作が原因で生じる非周期関数である。 This large waviness signal is living muscle tension, breathing, delicate operation of the biological tissue 1 is a non-periodic function that occurs due. さらに、基本周期の信号には高調波ノイズ、A/D変換時の数値誤差が含まれている。 Further, the signal of the fundamental period contains harmonic noise, numerical error during A / D conversion. 高調波ノイズは、A/D変換前のアナログ回路に起因したものであり、A/D変換時の数値誤差は、デジタル化する最小分解能に起因しており、最小分解能以下の数値は、上下どちらかの数値に丸められることによって起こる。 Harmonic noise, which has caused an analog circuit before A / D conversion, numerical error during A / D conversion is due to the minimum resolution for digitizing, the following numerical minimum resolution, upper or lower It caused by being rounded to Kano numeric. このような、A/D変換時の数値誤差を量子化誤差という。 Such a numerical error during A / D conversion of the quantization error.
【0017】 [0017]
次に、そのA/D変換されたデータを用いて、周波数成分抽出手段15と実効値算出手段16とからなる脈動成分抽出手段13による処理を説明する。 Then, by using the A / D converted data, the processing by the pulsating component extractor 13 consisting of the frequency component extraction means 15 and the effective value calculating means 16.. まず、これらデジタル化された離散データから、周波数成分抽出手段15によって直流信号成分と交流信号成分に分解し、交流信号成分は生体信号に含まれる各周波数成分に分解する。 First, these digitized discrete data, decompose the AC signal component and a DC signal component by the frequency component extracting means 15, an AC signal component decomposes into the frequency components contained in a biological signal. 周波数成分抽出手段15は、各周波数成分に分解するために、高速フーリエ変換(Fast Fourie Transform、以後、FFTと明記する)と呼ばれる時間領域で表されるデータ列を周波数領域に変換するための数学的手法を用いる。 Frequency component extraction means 15, in order to decompose the respective frequency components, Fast Fourier transform (Fast Fourie Transform, hereinafter, state and FFT) math for converting a data sequence to the frequency domain, expressed in the time domain, called use of the technique. 連続したデータを扱うフーリエ変換に対して、デジタル化した離散データのフーリエ変換は、DFT(Digital Fourie Transform)と呼ばれ、このDFTの計算回数を減らし高速演算する方法がFFTと呼ばれる計算方法である。 For successive Fourier transform to handle data, the Fourier transform of the digitized discrete data, referred to as DFT (Digital Fourie Transform), a method of high-speed computation reduces the number of calculations of the DFT is a calculation method called FFT .
【0018】 [0018]
FFTで得られる結果は、離散データのサンプリング周波数とFFT演算に必要なデータ数によって変わる。 Results obtained in the FFT depends number of data necessary for the sampling frequency and the FFT calculation of the discrete data. FFT演算での最小周波数分解能は、1/(サンプリング時間間隔×データ数)で表される。 Minimum frequency resolution of the FFT calculation is represented by 1 / (sampling interval × number of data). また、分析される最大周波数は、1/(2×サンプリング時間間隔)で表される。 The maximum frequency to be analyzed is expressed by 1 / (2 × sampling time interval).
【0019】 [0019]
このように、FFT演算の結果は、最小周波数分解能の刻みで、周波数領域が決まるので、最小周波数分解能以下の成分は丸められることになる。 Thus, the result of the FFT operation, in steps of a minimum frequency resolution, since the frequency region is determined, the following ingredients minimum frequency resolution will be rounded. 最小周波数分解能と最大周波数との関係は、例えば、同じデータ数でサンプリング時間間隔を2倍にすると、周波数分解能は2倍、最大周波数は1/2になる。 Relationship between the minimum frequency resolution and maximum frequency, for example, doubling the sampling time interval in the same number of data, the frequency resolution is doubled, the maximum frequency is 1/2. また、サンプリング時間間隔を同じにしてデータ数を2倍にすると、最小周波数分解能は2倍になる。 Also, doubling the number of data in the same sampling time interval, the minimum frequency resolution is doubled. 但し、この時最大周波数は変わらない。 However, the maximum frequency does not change at this time. このサンプリング時間間隔を任意に設定することによって、高周波領域に関するフィルタを形成したのと同様の効果が得られる。 By setting the sampling time interval arbitrarily, the same effect as the formation of the filter relates to a high frequency region can be obtained.
【0020】 [0020]
連続した数値を扱うフーリエ変換は、任意時間幅における波形を切り出した場合、その波形が無限に連続しているものとして計算する。 Fourier transform dealing with successive numbers, when cut out waveform at any time width is calculated as if the waveform is continuous indefinitely. 一方、FFTの場合でも、切り出した任意時間幅が連続しているものとして計算する。 On the other hand, even in the case of FFT, to calculate as any time width cut is continuous. しかし、連続関数は数学的な場合であって、生体を含め自然界では、その波形は非周期関数であるため、任意時間幅を切り出すとその任意時間幅の両端が不連続になり、演算結果に誤差を有するものとなる。 However, continuous function is a mathematical case, in nature, including biological, the waveform for a non-periodic function, the cut out any time width both ends of the arbitrary time width becomes discontinuous, the calculation result It comes to have an error. 両端が不連続とは、切り出した波形の両端部が、となりの波形ときれいに繋がらないことを意味する。 Both ends discontinuous with the opposite ends of the cutout waveform, means that no lead clean and waveform next. その不連続性に起因する誤差をより小さくするため、窓関数と呼ばれる重み付け関数が利用されているが、本質的にその誤差をなくすことはできない。 To further reduce the error caused by the discontinuity, but the weighting function called window function is utilized, it is not possible to eliminate essentially the error. その結果、周波数軸における個々の周波数成分の値には、A/D変換時、波形の切り出し、雑音など必ず何らかの誤差が含まれる。 As a result, the values ​​of individual frequency components in the frequency axis, time A / D conversion, clipping of the waveform include necessarily like noise is some error.
【0021】 [0021]
しかし、ここでは、分析した個々の周波数成分の値の正確さを問題にするのではなく、後述するように、異なる2つの発光素子から発せられた光に対応した、それぞれの周波数成分の実効値の相対値(実効値の比)を用いて血液成分を演算することにより、これらの実効値に同様に含まれている誤差の影響を除くことができる。 Here, however, instead of the accuracy of the values ​​of individual frequency components analyzed in problems, as described below, corresponding to the light emitted from two different light emitting element, the effective value of the respective frequency components by calculating the blood components using a value of the relative (ratio of the effective value) you can remove the influence of errors contained in the same in these effective values. また、脈動成分は、心拍に同期した信号であるので、個々人の脈拍数に応じて異なる周波数成分をもつ。 Further, the pulsating component, since the signal synchronized with the heart beat, having different frequency components corresponding to the number of individuals of the pulse. しかし、本例では複数波長を一個体に照射したときのその一個体の脈動成分の比を見るので、個人差による周波数軸の絶対値差を考慮する必要がない。 However, since in this example see the ratio of the pulsation components of the one individual at the time of irradiation with the plurality of wavelengths to an individual, there is no need to consider the absolute value difference of the frequency axis by the individual differences. これについては、後で詳細を記述する。 In this regard, later describing the details. FFT演算のもととなる離散フーリエ変換は、(1)式で表すことができる。 Discrete Fourier transform which is the basis of the FFT computation can be expressed by equation (1).
【数1】 [Number 1]
さらに、(1)式のexponential部分は複素数をべきにもつ指数関数であるので、それをオイラー展開して、(2)式を得る。 Furthermore, since an exponential function with a (1) exponential part of the expression should complex, which was Euler expand to obtain (2).
【数2】 [Number 2]
(2)式は、k番目(kは整数)の周波数成分を求める式で、このkに最小分解能を乗じた値が周波数となる。 (2) equation (k is an integer) k th formula for obtaining the frequency components of the value obtained by multiplying the minimum resolution in the k is the frequency. f(nt)は、フーリエ変換する対象波形を表し(本実施の形態では、図4に示した45や46)、Nはデータ数、nは整数、tはサンプリング時間間隔、ωは各周波数を表す。 f (nt) is (in this embodiment, 45 and 46 shown in FIG. 4) represents the waveform to Fourier transform, N is the number of data, n represents an integer, t is a sampling time interval, omega is the respective frequency represent. (2)により、フーリエ変換する対象波形に、どのくらいの波長のcos波、sin波がどのくらいの振幅で含まれているかを計算する。 (2), the target waveform to Fourier transform, cos wave how much wavelength, calculates how sin wave is contained in how much amplitude. 例えば、各周波数成分は、サンプリング時間間隔20msで256個のデータでフーリエ変換を実行すると、ωntはω=(360°/256)にサンプリング時間間隔20msの整数倍を順じ、cos波、またはsin波と同じ時間での対象波形データとを乗じていき、そこで得られた波形の面積を求める。 For example, each frequency component, when performing a Fourier transform with the 256 data at the sampling time interval 20 ms, Omegant is ω = (360 ° / 256) to Ji sequentially integer multiple of the sampling time interval 20 ms, cos wave or sin It will multiplying the target waveform data at the same time as the wave, where determining the area of ​​the resulting waveform. その計算された各周波数成分は、a±jbの形をとる。 Each frequency component that calculation takes the form of a ± jb. ここで、aは、cos波成分で実数を表し、bはsin波成分で虚数を表す。 Here, a is expressed real numbers in cos wave component, b represents an imaginary number in sin wave component. 対象波形をどこで切り出すかで、このcos波成分とsin波成分が異なるため、周波数成分は、実効値つまり、実数の二乗と虚数の二乗の平方根をとったものをパワースペクトル強度として表し、最小周波数分解能刻みで表す。 The target waveform where to cut, because the cos wave component and sin wave component are different, frequency components, effective value ie, represents what took the square root of real squares and imaginary square as a power spectrum strength, minimum frequency expressed in resolution increments. この演算は、実効値算出手段16によって行われる。 This operation is performed by an effective value calculating unit 16.
【0022】 [0022]
つまり、このパワースペクトル強度は、生体組織1を透過した透過光量に比例して増減し、脈動成分に含まれる周波数成分を分解し、脈動成分に、それぞれの周波数成分がどの程度の割合で含まれているかを表している。 That is, the power spectrum intensity, in proportion to the quantity of transmitted light transmitted through the biological tissue 1 increases or decreases, to decompose the frequency components included in the pulsation component, the pulsating component is contained at a ratio of how much each of the frequency components which indicates whether to have. 脈動成分は、FFTで得られた全ての周波数成分によって表されるが、そのうちの基本波成分に着目する。 Pulsating component is represented by all of the frequency components obtained by the FFT, paying attention to the fundamental component of them. 通常脈拍を36回/分から120回/分を想定すると、その信号は0.6Hzから2Hzとなる。 When normally assuming a 36 times / min 120 times / min pulse, its signal is 2Hz from 0.6 Hz. また、生体における脈動成分は、一般に10Hz程度までの合成信号と考えられる。 Further, the pulsation component in vivo is generally considered a composite signal of up to about 10 Hz. この10Hzまでの個々の周波数成分は、それぞれが脈動成分を反映しているため、全ての周波数成分を用いなくてもいずれかの周波数成分を用いることで、後述する方法により血液成分比を求めることができる。 Individual frequency components up to the 10Hz, because each reflects the pulsating component, by using one of the frequency components without using all the frequency components, to obtain the blood component ratio by the method described below can. しかし、パワースペクトル強度の値の大きな基本波成分を用いることで、比較的誤差の影響をうけずに血液成分比を求めることができる。 However, the use of large fundamental wave component of the value of the power spectrum intensity, can be obtained blood components ratio without being relatively the effects of errors. ここでいう基本波成分とは、周波数成分抽出手段15で得られた直流信号成分を除く周波数成分のうち、最も実効値が大きい周波数成分とする。 The fundamental component here, among the frequency components excluding the DC signal component obtained by the frequency component extracting means 15, and most effective value greater frequency components.
【0023】 [0023]
図3は、図2で示すA/D変換後のデータを用いて、データ数256個としてFFT演算を行い、各周波数における実効値を算出した結果である。 3, by using the data after A / D conversion shown in FIG. 2 performs a FFT operation as the number 256 data is a result of calculating the effective value at each frequency. 前述したように、サンプリング時間間隔20msで、データ数256とすると、サンプリング時間は、5.12s、最小周波数分解能は0.195Hz、分析される最大周波数は25Hzとなる。 As described above, the sampling time interval 20 ms, when the data 256, the sampling time, the maximum frequency 5.12S, the minimum frequency resolution 0.195Hz, analyzed becomes 25 Hz. つまり、分析できる周波数成分は、最小分解能0.195Hzの整数倍の周波数に展開でき、その最大周波数が25Hzであるということが判る。 That is, the frequency component that can be analyzed may be expanded to an integer multiple of the frequency of the minimum resolution 0.195Hz, the maximum frequency is seen that it is 25 Hz. 但し、図3では、横軸の周波数は0から10Hzに拡大し記載した。 However, in FIG. 3, the frequency of the horizontal axis has been described up from 0 to 10 Hz.
ここまでが、周波数成分抽出手段15を示すものである。 Up to this shows the frequency component extracting means 15.
【0024】 [0024]
周波数成分抽出手段15によって分解された各周波数成分は、すべて生体信号の情報であるが、基本周波数成分に着目して1Hz近傍のパワースペクトル強度を求める。 Each frequency components decomposed by the frequency component extracting means 15, all the information of the biological signal, obtaining the power spectrum strength of 1Hz near by focusing on the fundamental frequency component. この場合、直流信号成分及び前述した大きなうねり(0.5Hz以下の低周波信号)を除外するため、例えば、最小周波数分解能0.195Hz×3=0.585Hz以上の周波数での最大パワースペクトル強度を求める。 In this case, in order to exclude the DC signal component and large waviness described above (0.5 Hz or lower frequency signal), for example, the maximum power spectrum intensity at minimum frequency resolution 0.195Hz × 3 = 0.585Hz more frequencies Ask. 図3から波長1による波形43の最大パワースペクトル強度が7172、波長2による波形44の最大パワースペクトル強度が4932である。 Maximum power spectral intensity waveform 43 from FIG. 3 by the wavelength 1 is 7172, the maximum power spectral intensities of wave 44 by the wavelength 2 is 4932. ここから、両者の比を求めると、波長1に対する波長2の比は、0.687となる。 Here, when determining the ratio of the two, the ratio of the wavelength 2 to the wavelength 1 becomes 0.687. このように、実効値算出手段16は、基本波周波数成分の最大パワースペクトル強度(実効値)を求める。 Thus, the effective value calculating unit 16 calculates the maximum power spectral intensity of the fundamental wave frequency component (effective value). そして(後述する)血液成分比算出手段17が、この複数の波長に対する実効値の比を求め、この比の値を用いて血液成分比を演算する。 And (described below) blood component ratio calculation unit 17 obtains the ratio of the effective values ​​for the plurality of wavelengths, it computes the blood component ratio by using the value of this ratio.
【0025】 [0025]
次にこの方法がランダムノイズに有利である例を示す。 Next an example this method is advantageous in random noise.
図4は、図2に示すように波長λ1と波長λ2によって透過光量に比例した数値をデジタル化した脈動信号に、それぞれ別の正規乱数を重畳したものである。 Figure 4 is a pulsating signal digitized numerical value proportional to the amount of transmitted light by the wavelength λ1 and the wavelength λ2, as shown in FIG. 2, is obtained by respectively superposing a different normal random number. 図2の波形41に正規乱数を重畳したものが波形45、同様に波形42に正規乱数を重畳したものが波形46である。 Waveform 45 obtained by superimposing the normal random number to the waveform 41 in FIG. 2, those obtained by superimposing normal random number similar to the waveform 42 is a waveform 46. これは、生体信号にノイズ成分を増加させた場合の信号を示している。 This shows a signal when increasing the noise component in the biological signal. ここでのノイズは、電源ノイズ、測定器からの放射ノイズを想定している。 Here the noise is assumed power supply noise, the noise radiated from the measuring device. この信号を図2の信号と同様にFFT演算をして、基本周波数成分におけるパワースペクトル強度を求め、両者の比を求めてみる。 The signal was similarly FFT calculation and the signal of Figure 2 determines the power spectrum intensity at the fundamental frequency component, try seeking ratio therebetween.
【0026】 [0026]
図5は、図4の信号をFFT演算した結果を示したものである。 Figure 5 is a graph showing the results of FFT operation signal of FIG. FFT演算の条件は、図3の場合と同様にデータ数256で計算した。 Conditions of the FFT calculation was calculated in a similar data 256 in FIG. 波形45を上記の条件でFFT演算した結果が図5の波形47、波形46をFFT演算した結果が波形48である。 Results Results of the waveform 45 and FFT operation in the above conditions are FFT operation waveform 47, waveform 46 of FIG. 5 is a waveform 48. ここから、基本波周波数におけるパワースペクトル強度を求めると、波形47から7126、波形48から4922を得る。 From here, obtained when obtaining the power spectrum intensity at the fundamental frequency, from the waveform 47 7126, from the waveform 48 4922. ここで、両者の比を求めると、0.690となり、正規乱数重畳しない場合との誤差は約0.5%とランダムノイズの影響を受けないことが判る。 Here, when determining the ratio of the two, next to 0.690, an error of the case where no normal random number superimposed seen to be unaffected about 0.5% and random noise. このように、FFT演算することによってランダムノイズにも強く、また生体信号に含まれる周波数成分のうち基本周波数成分の実効値を求めることは、源信号の情報を低下させることなく、脈動成分を抽出していることに他ならない。 Thus, resistant to random noise by FFT calculation, also it is without reducing the information source signal to obtain the effective value of the fundamental frequency component among the frequency components contained in a biological signal, extract the pulsating component none other than that you are.
【0027】 [0027]
その後は、所定の計算式に則って、血液成分比算出手段17によって血液成分比を算出し、測定計算結果を表示手段によって表示する。 Thereafter, in accordance with the predetermined formula, the blood component ratio calculation unit 17 calculates a blood component ratio is displayed by the display means the measurement calculations. 例えば、異なる2波長により血液成分を求める。 For example, determining the blood components by two different wavelengths. 吸光度は濃度とセルの厚さに比例するというLambert−Beerの法則によれば、以下の(3)式が成り立つ。 Absorbance according to the Lambert-Beer law that is proportional to the thickness of the concentration and the cells, the following equation (3) holds.
【数3】 [Number 3]
x、yは、各々異なる血液成分の濃度、b1、b2は、各々異なる波長λ1およびλ2での吸光度、a11は血液成分xにおける波長λ1の吸光係数、a12は血液成分yにおける波長λ1の吸光係数、a21は血液成分xにおける波長λ2の吸光係数、a22はは血液成分yにおける波長λ2の吸光係数を示す。 x, y are each different concentrations of blood components, b1, b2 is the absorbance of each at different wavelengths λ1 and .lambda.2, a11 is the absorption coefficient of the wavelength λ1 in the blood components x, a12 is the absorption coefficient of the wavelength λ1 in the blood component y , a21 denotes the absorption coefficient of the wavelength λ2 in the blood components x, the absorption coefficient of the wavelength λ2 in a22 mother blood component y. (3)式に示すLambert−Beerの法則は、光散乱がない場合の関係を示すものであるが、実際の生体組織は光散乱性物質であると考えられ、光散乱の影響を受ける。 (3) Lambert-Beer law shown in the expression, while indicating the relationship in the absence of light scattering, believed to actual body tissue is light-scattering material, affected by light scattering. 本願は、説明を簡単にするため光散乱を除いた式で説明する。 This application is described by the formula excluding the light scattering in order to simplify the description. この式を濃度について変形すると、(4)式のようになる。 When this equation is modified for the concentration, so that the equation (4).
【数4】 [Number 4]
但し、|A|は、吸光係数を表すa11〜a22の2行2列行列の行列式を表す。 However, | A | denotes the determinant of two rows and two columns matrix a11~a22 representing the extinction coefficient. (4)式により、吸光係数が既知であるので、吸光度b1、b2を求めることによりx、yの濃度を求めることができる。 (4) by equation since the absorption coefficient is known, it is possible to obtain x, the concentration of y by obtaining the absorbance b1, b2. FFT演算によって求めたパワースペクトル強度は、次に説明するように吸光度b1、b2に対応する値である。 Power spectrum intensity obtained by the FFT calculation is a value corresponding to the absorbance b1, b2 as described below.
【0028】 [0028]
生体組織1を通過する光は、動脈血層、静脈血層、血液以外の組織の3つのブロックで吸収される。 Light passing through the biological tissue 1, the arterial blood layer, intravenous goldenrod, is absorbed by the three blocks of the non-blood tissue. そのうち、静脈血層と血液以外の組織は、直流信号成分として出力され、動脈血層は、脈動に応じた交流信号成分として出力される。 Among them, tissues other than the venous blood layer and blood is output as a DC signal component, arterial layer is output as an AC signal component corresponding to the pulsation. この直流信号成分と交流信号成分は、発光素子から発せられる光量、生体組織1への照射角度などによって変化する。 This an AC signal component a DC signal component, the amount of light emitted from the light emitting element varies depending on the irradiation angle of the biological tissue 1. そして、これらの成分の間には、直流信号成分が増加すれば、それに応じて交流信号成分も増加し、また、直流信号成分が減少すれば、それに応じて交流信号成分も減少するという関係がある。 And, between these components, if increasing the DC signal component, also increased AC signal components in response thereto, also, if the DC signal component is decreased, the relationship that the AC signal component is also reduced accordingly is there. したがって、それらの吸収は、交流信号成分と直流信号成分との比、つまり交流信号成分/直流信号成分を求めることによって、吸光度に比例した相対的な交流信号成分量を求めることができる。 Therefore, their absorption, the ratio of the AC signal component and a DC signal component, i.e. by determining an AC signal component / DC signal component, can be obtained relative alternating signal component amount proportional to the absorbance. そして、複数波長の各発光素子から発せられた光に基づいて求められた、相対的な交流信号成分量の比を求めることによって血液成分比を求めることができる。 Then, obtained based on the light emitted from the light emitting elements of a plurality of wavelengths, it is possible to determine the blood component ratio by determining the ratio of the relative AC signal component amount.
【0029】 [0029]
血液成分比X(血液成分がx及びyから構成されるとした場合に血液成分xが占める割合)およびY(血液成分がx及びyから構成されるとした場合に血液成分yが占める割合)は、(5)式のように表される。 Blood component ratio X (the ratio when the blood component is to consist of x and y occupied by blood components x) and Y (the proportion of the blood components y when the blood component is to consist of x and y) is expressed by equation (5).
【数5】 [Number 5]
【0030】 [0030]
(4)式から、各血液成分x,yについて解くと次のようになる。 (4) from the equation, the blood component x, and solving for y as follows.
【数6】 [6]
【0031】 [0031]
この血液成分x,yを(5)式に代入して整理すると、血液成分比XとYは次のように表される。 The blood components x, and rearranging by substituting y of Equation (5), the blood component ratio X and Y is expressed as follows.
【数7】 [Equation 7]
【0032】 [0032]
吸光度b1、b2は、前述の相対的な交流成分に比例するから、それぞれ次のように表すことができる。 Absorbance b1, b2 is proportional to the relative AC component described above can be respectively expressed as follows.
【数8】 [Equation 8]
ここで、AC1,AC2は、波長λ1,λ2の波長の光を生体に照射したときの脈動成分のうちの基本波成分の実効値、DC1,DC2は、波長λ1,λ2の光を生体に照射したときの直流成分の値、α,βは、比例定数である。 Here, AC1, AC2 are wavelength .lambda.1, the effective value of the fundamental wave component of the ripple component when irradiated with light of wavelength .lambda.2 in vivo, DC1, DC2, the irradiation light of wavelengths .lambda.1, .lambda.2 in vivo the value of the DC component when the, alpha, beta is a proportionality constant.
【0033】 [0033]
(7)式に(8)式のb1,b2を代入して整理すると、次のように表される。 (7) and rearranging by substituting b1, b2 of the formula (8) is expressed as follows.
【数9】 [Equation 9]
(9)式の、血液成分比X,Yには、AC /AC の項が含まれている。 Of (9), the blood component ratio X, the Y, contains terms of AC 1 / AC 2. このように、血液の成分比は、異なる波長の光から得られた脈動成分から抽出した基本波成分の実効値の比を用いて演算することができる。 Thus, blood component ratio can be calculated using the ratio of the effective value of the fundamental wave components extracted from the pulsating component obtained from light of different wavelengths. (9)式は、2波長の光で2つの血液成分を分析した例であるが、これに限らず、複数波長の光で複数の血液成分を分析する場合には、その成分比の式には、基本波成分の実効値の比の値が含まれる。 (9) is an example of analysis of the two blood components with light of two wavelengths is not limited to this, when analyzing a plurality of blood components with light of multiple wavelengths, the expression of the component ratios include the value of the ratio of the effective value of the fundamental wave component.
【0034】 [0034]
以上説明したように、血液成分比は、複数の波長で得られたパワースペクトル強度の比として求めるので、脈動信号全ての周波数成分を用いる必要がなく基本波成分のみで計算することができる。 As described above, the blood component ratio, so determined as the ratio of the power spectral intensity obtained in the plurality of wavelengths can be calculated only by the fundamental wave component is not necessary to use a pulsating signal all frequency components. これは、演算回数や、データメモリ消費量を削減するために有効である。 This number of calculations and is effective to reduce the data memory consumption.
【0035】 [0035]
本例は、発光素子の発する光が生体組織1を透過する場合について詳述したが、生体組織1に対して反射する光を受光する場合にも適用できる。 This example is light emitted the light emitting element has been described in detail for the case of transmitting a biological tissue 1, can be applied to a case for receiving the light reflected against the tissue 1. さらに、本例は使用する波長が異なる2波長であったが、3波長以上の複数の波長を利用する場合でも同様の手段で、血液成分比を求めることができる。 Furthermore, this example is a wavelength used was two different wavelengths, in a similar way even when using a plurality of wavelengths of more than three wavelengths, it is possible to determine the blood component ratio. 具体的には、分光分析によって、血液中のグルコース濃度を非侵襲で計測する技術が開発されている。 Specifically, by spectroscopic analysis, a technique for measuring the concentration of glucose in the blood noninvasively have been developed. このような血糖値測定装置にも利用できる。 It can also be used for such blood sugar measuring device. さらに、血液中の脂質などの血液分析装置にも利用できる。 Furthermore, it can also be used for the blood analyzer, such as a lipid in blood.
【0036】 [0036]
従来は、脈動抽出はアナログ回路が受け持っていたが、本例は脈動抽出を含めて演算手段14が担う。 Conventionally, pulsating extraction although analog circuitry was in charge, the present example operation means 14 is responsible, including the pulsating extraction. これは、生体信号をA/D変換してその後の処理は、すべてデジタル処理をしているということである。 This subsequent processing biological signals by A / D conversion is that all are digital processing.
【0037】 [0037]
【発明の効果】 【Effect of the invention】
以上説明したように、本発明の構成によれば、アナログフィルタを通さずに演算できるため、生体信号のもつ情報を低下させることなく高速に脈動成分を測定し、しかも高精度で安定した再現性に優れた血液成分比を算出する血液分析装置を得ることができる。 As described above, according to the configuration of the present invention, since it operational without passing through the analog filter, a high speed ripple component without lowering the information possessed by the biological signal measured, and stably reproducible with high accuracy it can be obtained a blood analyzer that calculates an excellent blood components ratio.
【図面の簡単な説明】 BRIEF DESCRIPTION OF THE DRAWINGS
【図1】本発明の実施の形態によるブロック図を示すものである。 [1] shows a block diagram according to an embodiment of the present invention.
【図2】本発明の実施の形態による生体信号の一例を示すものである。 It shows an example of the biological signal according to the embodiment of the present invention; FIG.
【図3】本発明の実施の形態による脈動抽出の一例を示すものである。 [3] shows an example of a pulsating extraction according to an embodiment of the present invention.
【図4】本発明の実施の形態による生体信号の一例を示すものである。 It shows an example of the biological signal according to the embodiment of the present invention; FIG.
【図5】本発明の実施の形態による脈動抽出の一例を示すものである。 [5] shows an example of a pulsating extraction according to an embodiment of the present invention.
【図6】従来における血液分析装置の一例を示すブロック図である。 6 is a block diagram showing an example of a blood analyzer of the prior art.
【符号の説明】 DESCRIPTION OF SYMBOLS
1 生体組織11 発光駆動回路12 増幅回路13 脈動抽出手段14 演算手段15 周波数成分抽出手段16 実効値算出手段17 血液成分比算出手段18 表示手段21 第1の発光素子22 第2の発光素子23 受光素子 1 body tissue 11 light emission drive circuit 12 amplifier circuit 13 pulsating extracting means 14 calculation means 15 frequency component extracting means 16 effective value calculation means 17 blood component ratio calculating means 18 display means 21 first light-emitting element 22 and the second light emitting element 23 received element

Claims (5)

  1. 2つ以上の発光素子と、前記発光素子から発せられたそれぞれの光を生体組織を通して受ける少なくとも1つの受光素子と、前記受光素子の受光量に応じてそれぞれの前記発光素子ごとに前記生体組織の脈動成分を取り出す脈動抽出手段と少なくとも1つの血液成分比を演算する血液成分比算出手段とからなる演算手段と、前記血液成分比算出手段の算出結果を表示する表示手段とを有する血液分析装置において、前記脈動抽出手段は、前記脈動成分に含まれる複数の周波数における周波数成分を抽出する周波数成分抽出手段と、該周波数成分抽出手段によって得られた各周波数成分の実効値を求める実効値算出手段とを有し、前記血液成分比算出手段は、2つ以上の前記発光素子から得られる前記実効値を用いて前記血液成分比を算出する And two or more light-emitting elements, respectively emitted from the light emitting elements and at least one light receiving element receives light through the living tissue, the living tissue for each of the light emitting element in accordance with the received light amount of said light receiving element pulsating extraction means for extracting a pulsating component arithmetic means comprising a blood component ratio calculating means for calculating at least one blood component ratio, in the blood analysis apparatus and a display means for displaying the calculation result of the blood component ratio calculating means the pulsating extraction means includes frequency component extracting means for extracting frequency components at a plurality of frequencies contained in the pulsating component, and the effective value calculating means for calculating an effective value of each frequency component obtained by the frequency component extracting means have the blood component ratio calculating means calculates the blood component ratio by using the effective value obtained from two or more of said light emitting element とを特徴とする血液分析装置。 Blood analyzer according to claim and.
  2. 前記周波数成分抽出手段は、前記受光素子の受光量の時間的な変化を離散的な数値に変換するとともに、前記離散的な数値を用いて前記周波数成分を抽出することを特徴とする請求項1記載の血液分析装置。 Said frequency component extraction means, according to claim 1 which converts the temporal change of the amount of light received by the light receiving element into discrete numerical, and extracts the frequency components using the discrete numerical blood analyzer according.
  3. 前記周波数成分抽出手段は、前記受光素子の受光量を所定の時間間隔でA/D変換するとともに、該A/D変換された受光量に基づいて前記周波数成分を抽出することを特徴とする請求項1記載の血液分析装置。 Said frequency component extraction means, the amount of received light as well as A / D conversion at predetermined time intervals of the light receiving element, claims and extracts the frequency component based on the A / D converted received light amount the blood analysis apparatus in claim 1, wherein.
  4. 前記実効値算出手段は、前記周波数成分抽出手段によって2つ以上の前記発光素子のそれぞれから得られた複数の周波数成分のうち、基本波成分のみを抽出するとともに、前記血液成分比算出手段は、抽出された基本波成分を用いて前記血液成分比を演算することを特徴とする請求項1〜3のいずれか1項に記載の血液分析装置。 The effective value calculation means, among the plurality of frequency components obtained from each of two or more of the light emitting device by the frequency component extracting means extracts the only fundamental wave component, the blood component ratio calculating means, blood analyzer according to claim 1, characterized by calculating said blood component ratio by using the extracted fundamental component.
  5. 前記血液成分比算出手段は、2つ以上の前記発光素子から得られる前記実効値の比に基づいて前記血液成分比を演算することを特徴とする請求項1〜4のいずれか1項に記載の血液分析装置。 Said blood component ratio calculation means, according to any one of claims 1 to 4, characterized in that computing the blood component ratio based on the ratio of the effective values ​​obtained from two or more of said light emitting element the blood analysis apparatus.
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