JPH02172443A - Photoelectric pulse wave type oxymeter - Google Patents
Photoelectric pulse wave type oxymeterInfo
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- JPH02172443A JPH02172443A JP63327037A JP32703788A JPH02172443A JP H02172443 A JPH02172443 A JP H02172443A JP 63327037 A JP63327037 A JP 63327037A JP 32703788 A JP32703788 A JP 32703788A JP H02172443 A JPH02172443 A JP H02172443A
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Landscapes
- Measuring Pulse, Heart Rate, Blood Pressure Or Blood Flow (AREA)
- Measurement Of The Respiration, Hearing Ability, Form, And Blood Characteristics Of Living Organisms (AREA)
Abstract
Description
【発明の詳細な説明】
産業上の利用分野
この発明は、少くとも二つの波長について生体を経由し
た光を受光し、生体内の動脈血による吸収の影響により
脈動する光電脈波信号を得て、この光電脈波信号に基づ
き動脈血の酸素飽和度を測定する光電脈波型オキシメー
ターに関する。DETAILED DESCRIPTION OF THE INVENTION Field of Industrial Application This invention involves receiving light of at least two wavelengths that has passed through a living body, and obtaining a pulsating photoplethysmogram signal due to the influence of absorption by arterial blood within the living body. The present invention relates to a photoplethysmogram oximeter that measures the oxygen saturation of arterial blood based on this photoplethysmogram signal.
従来の技術
従来、このようなオキシメーターにおいては、例えば毎
秒ごとに測定を行い、5秒間の測定値を移動平均するこ
とによって表示値を求めるというような方法が広く知ら
れている。しかしながらこの方法では、生体の呼吸や生
体の動き等によって毎秒ごとの測定値がはらついている
場合に、酸素飽和度表示値もその影響を受けてばらつい
てしまうという欠点がある。特に、このようなオキシメ
ーターを新生児の動脈血酸素飽和度の測定に適用した場
合、生体の動きが激しく、従って酸素飽和度表示値も大
きくはらついてしまう。またこの表示値のばらつきを少
なくするために、移動平均の時間を長くすると、応答時
間が長くなシ、また急激な変化に追従できなくなってし
まう。BACKGROUND ART Conventionally, in such oximeters, a method is widely known in which measurements are taken every second, and the displayed value is obtained by averaging the measured values over five seconds. However, this method has the disadvantage that if the measured values every second vary due to the respiration of the living body, the movement of the living body, etc., the oxygen saturation display value will also vary due to the influence. In particular, when such an oximeter is applied to measure the arterial oxygen saturation of a newborn baby, the living body moves rapidly, and the oxygen saturation display value therefore fluctuates greatly. Furthermore, if the moving average time is lengthened in order to reduce the dispersion of the displayed values, the response time will be long and it will be impossible to follow sudden changes.
他に、このような表示値のはらつきを改善するものとし
て、従来測定値に対し種々の統計処理を施すことが提案
されている。In addition, in order to improve such fluctuations in displayed values, it has been proposed to perform various statistical processes on measured values.
特開昭59−160446号公報では、あらかじめ信頼
限界というものがもうけられており、処理系が受取った
データがその信頼限界内であるならばその信頼限界を徐
々にせばめ、信頼限界外であるならばその信頼限界がひ
ろげられる。そして最終表示値は、信頼限界内にあるデ
ータのみによって求められる。すなわち、データが非常
に安定している場合には信頼限界がせまくなっておシ、
局部的にデータが変動した場合にはそのデータがリジェ
クト(排除)され、また継続的にデータが変化した場合
には信頼限界がひろげられ、そのデータの変化に追従す
る、しかし、毎秒の測定値がかなシラムダムに変化する
場合、信頼限界はひろいままであシ、最終表示値のばら
つきはおさえられない。In JP-A-59-160446, a confidence limit is established in advance, and if the data received by the processing system is within the confidence limit, the confidence limit is gradually narrowed, and if the data is outside the confidence limit, the confidence limit is gradually narrowed. The limits of confidence will be expanded. The final display value is then determined only from data that are within the confidence limits. In other words, if the data is very stable, the confidence bounds will be narrow;
If the data changes locally, the data is rejected (excluded), and if the data changes continuously, the confidence limits are expanded to follow the changes in the data, but the measurements taken every second If the dam changes to a small Shiram dam, the confidence limit remains wide, and the dispersion of the final display value cannot be suppressed.
米国特許第4407290号明細書では、各測定値の重
み付き平均をとって最終表示値としている。In US Pat. No. 4,407,290, a weighted average of each measured value is taken as the final display value.
またその重みは各測定値と最新の表示値との差の逆数に
よって求めている。この方法によって測定値が局部的に
変動した場合、そのデータの重みは軽くなりその影響を
さけることができる。しかし、局部的な変動を完全には
除去できず、また、各測定値がばらついている場合には
、最終的な表示値もはらつく。The weight is determined by the reciprocal of the difference between each measured value and the latest displayed value. With this method, if the measured value fluctuates locally, the weight of that data becomes lighter and its influence can be avoided. However, if local fluctuations cannot be completely removed and the measured values vary, the final displayed value will also vary.
と
また、特書昭62−500843号公報では、患者の心
拍を心電図等から検出し、オキシメーターによる光電脈
波信号と心拍とを相関させ、両者が同期しているかどう
かによって光電脈波信号の信頼度を判断する。あらかじ
め設定された基準を満たさない脈波信号は拒絶され、承
諾された脈波信号のみに基づいて酸素飽和度表示値が計
算される。In addition, in Special Publication No. 62-500843, the patient's heartbeat is detected from an electrocardiogram, etc., the photoplethysmogram signal from the oximeter is correlated with the heartbeat, and the photoplethysmogram signal is determined depending on whether the two are synchronized. Determine reliability. Pulse wave signals that do not meet preset criteria are rejected and oxygen saturation readings are calculated based only on accepted pulse wave signals.
発明が解決しようとする問題点
しかしながら、これらの統計処理は、酸素飽和度表示値
を得るためくり返し行われる演算方法に関するものであ
る。従って最終的な酸素飽和度表示値の時間的変化がス
ムーズになり、無用の細かな変動に惑わされず表示値を
大局的に把握できるものの、各測定値の精度そのものを
改善するものではないため限界があった。Problems to be Solved by the Invention However, these statistical processes are related to calculation methods that are repeatedly performed to obtain oxygen saturation display values. Therefore, the temporal change in the final oxygen saturation display value becomes smoother, and the displayed value can be grasped in perspective without being confused by unnecessary small fluctuations, but it does not improve the accuracy of each measurement value itself, so there is a limit. was there.
本発明の目的は、各測定値そのものの精度を改善するこ
とによって、酸素飽和度表示値のばらつきを軽減した光
電脈波型オキシメーターを提供することにある。An object of the present invention is to provide a photoplethysmogram oximeter that reduces variations in oxygen saturation display values by improving the accuracy of each measurement value itself.
問題点を解決するための手段
上記のような目的を達成するために、本発明にかかる光
電脈波型オキシメーターは、脈拍を検出する手段と、上
記光電脈波信号に対し周波数フィルタリングを行う手段
と、上記脈拍検出手段に基づいて上記周波数フィルタリ
ング手段における通過周波数帯域を変化させる制御手段
とを設け、この周波数フィルタリングを行った光電脈波
信号に基づき動脈血の酸素飽和度を求めることを特徴と
するものである。Means for Solving the Problems In order to achieve the above objects, the photoplethysmogram oximeter according to the present invention includes means for detecting pulse and means for frequency filtering the photoplethysmogram signal. and a control means for changing the pass frequency band of the frequency filtering means based on the pulse detection means, and determining the oxygen saturation of arterial blood based on the frequency filtered photoplethysmogram signal. It is something.
作用
上記の手段により、酸素飽和度の情報を担う光電脈波信
号はフィルタリング手段を通過するとともに、脈拍の周
波数と異なる周波数帯域のノイズ成分はフィルタリング
手段によりカットされる。Effect: With the above means, the photoplethysmogram signal carrying information on oxygen saturation passes through the filtering means, and noise components in a frequency band different from the pulse frequency are cut by the filtering means.
従ってフィルタリングを行った後の充電脈波信号により
酸素飽和度を求めれば、従来他のノイズ成分の影響によ
りばらついていた表示値が安定する。Therefore, if the oxygen saturation is determined from the charged pulse wave signal after filtering, the displayed value, which conventionally fluctuated due to the influence of other noise components, becomes stable.
なお、フィルタリング手段における通過周波数帯域は、
脈拍数に応じて変化させられるので、フィルタリングに
より必要な情報がカットされることはない。Note that the pass frequency band in the filtering means is
Since it changes according to the pulse rate, necessary information will not be cut out by filtering.
実施例
第1図は本発明の第1実施例に係る光電脈波型オキシメ
ーターの全体構成を示すブロック図である。(1)は相
異なる波長の二つの光、例えば赤外光I Rと赤色光艮
を発する発光部であり、発光ダイオード
が設けられている。Embodiment FIG. 1 is a block diagram showing the overall configuration of a photoplethysmographic oximeter according to a first embodiment of the present invention. (1) is a light emitting part that emits two lights of different wavelengths, for example, infrared light IR and red light, and is a light emitting diode.
is provided.
発光部(1)から発せられた光は、生体の測定部位(2
)を透過して受光部(3)に入射する。受光部(3)は
受光した光の強度に応じた電気信号を出力する。(4)
は対数変換部で、受光部(3)の出力信号を対数変換す
ることにより、光電脈波信号(以下、脈波信号とする。The light emitted from the light emitting part (1) is transmitted to the measurement site (2) of the living body.
) and enters the light receiving section (3). The light receiving section (3) outputs an electrical signal according to the intensity of the received light. (4)
is a logarithmic conversion unit which logarithmically converts the output signal of the light receiving unit (3) to produce a photoplethysmogram signal (hereinafter referred to as a pulse wave signal).
)を得る。そしてこの脈波信号を脈拍数検出部(5)と
バンドパスフィルター(以下、B、P、F。). Then, this pulse wave signal is sent to a pulse rate detection unit (5) and a band pass filter (hereinafter referred to as B, P, and F).
とする。)部(7)へ出力する。shall be. ) output to section (7).
脈拍数検出部(5)は対数変換部(4)から出力された
脈波信号をもとに後述の方法によって脈拍数を検出する
。なお、この実施例においては脈拍数の検出にあたり、
動脈血の酸素飽和度S adz値を演算するだめ脈波信
号を第1」用しているが、これとは別のやり方として、
例えは独立した心電計により得られた心電波形信号をも
とに脈拍数を検出してもよい。また、この脈拍数検出部
(5)のかわりに、脈波信号から脈拍の周期を検出する
脈拍周期検出部を設けてもよい。The pulse rate detection unit (5) detects the pulse rate based on the pulse wave signal output from the logarithmic conversion unit (4) by a method described later. In addition, in this embodiment, when detecting the pulse rate,
In order to calculate the oxygen saturation Sadz value of arterial blood, the pulse wave signal is used as the first method, but as a different method,
For example, the pulse rate may be detected based on an electrocardiographic waveform signal obtained by an independent electrocardiograph. Further, instead of this pulse rate detection section (5), a pulse cycle detection section that detects the pulse period from the pulse wave signal may be provided.
制御部(6)は脈拍数検出部(5)で得られた脈拍数デ
ータの信頼度を評価し、脈拍数とその信頼性に基づいて
B、P、li、部(7)のcut off周波数あるい
はQ値を制御する。B、P、F、部(7)は後述するア
ナログ回路で構成されており、制御部(6)の制御のも
とに、対数変換部(4)から出力された脈波信号からノ
イズを除去する。なお、対数変換部(4)からの脈波信
号を順次A/D変換してデジタル信号とし、これをコン
ピューターのソフトウェアによってフィルタリング処理
することによってもB、P、1.と同じ効果が得られる
。また、脈波信号に含まれるノイズの周波数成分が低周
波のみ、あるいは高周波のみの場合、Is、l’、F、
部(7)をローパスフィルター(以下、L、P、F、と
いう)あるいはバイパスフィルター(以下、I−1、P
、 F 、という)のいずれかに置き換えてもよい。The control unit (6) evaluates the reliability of the pulse rate data obtained by the pulse rate detection unit (5), and determines the cut off frequency of the B, P, li, unit (7) based on the pulse rate and its reliability. Or control the Q value. The B, P, and F sections (7) are composed of analog circuits described later, and under the control of the control section (6), remove noise from the pulse wave signal output from the logarithmic conversion section (4). do. It should be noted that the pulse wave signal from the logarithmic conversion section (4) can be sequentially A/D converted into a digital signal, and then filtered by computer software to obtain B, P, 1. The same effect can be obtained. In addition, if the frequency components of noise included in the pulse wave signal are only low frequencies or only high frequencies, Is, l', F,
Section (7) is a low pass filter (hereinafter referred to as L, P, F) or a bypass filter (hereinafter referred to as I-1, P
, F, etc.).
以上の発光部(1)からB 、 P 、 l・’ 、部
(7)までの動作は相異なる波長の二つの光すなわち赤
外光IRと赤色光lζに関し平行して行われる。(8)
は演算部で、B、P、1.部(7)によってフィルタリ
ング処理された赤外光IRと赤色光kに関する二つの信
号をもとに、公知の方法によpsao2値の演算を行う
。この演算結果は表示部(9)に表示される。The above operations from the light emitting section (1) to the B, P, l·', and section (7) are performed in parallel with respect to two lights of different wavelengths, that is, infrared light IR and red light lζ. (8)
is an arithmetic unit, and B, P, 1. Based on the two signals regarding infrared light IR and red light k that have been filtered by section (7), a psao2 value is calculated by a known method. This calculation result is displayed on the display section (9).
次に第iaに示す実施例の動作について、脈拍数検出部
(5)、制御部(6) 、B 、 P 、 F 、部(
7)を中心に、第2図のフローチャートを用いて説明す
る。Next, regarding the operation of the embodiment shown in section ia, the pulse rate detection section (5), the control section (6), B, P, F, section (
7) will be mainly explained using the flowchart of FIG.
まずステップ#1においてオキシメーターの電源スィッ
チをオンにすると、ステップ#2で初期化が行われる。First, in step #1, the power switch of the oximeter is turned on, and initialization is performed in step #2.
ステップ#3で、脈拍数検出部(5)は対数変換部(4
)よ多出力された脈波信号より脈拍数を検出し、制御部
(6)への出力を行う。脈拍数検出部(5)における具
体的な脈拍数の検出方法としては、対数変換部(4)か
ら出力された脈波信号を二値化し、さらにその所定個数
の二値化脈波信号の周期を求めて、その周期の逆数より
脈拍数を求める手法等が可能である。In step #3, the pulse rate detection unit (5) converts the logarithmic conversion unit (4
) The pulse rate is detected from the output pulse wave signal and output to the control unit (6). A specific method for detecting the pulse rate in the pulse rate detection unit (5) is to binarize the pulse wave signal output from the logarithmic conversion unit (4), and then calculate the period of a predetermined number of the binarized pulse wave signals. It is possible to calculate the pulse rate by calculating the reciprocal of the period.
脈拍数検出部(5)で求められた脈拍数の信頼度は、ス
テップ#4において、制御部(6)によって評価される
。一般に、生体状態の変化に伴う脈拍数の変化に基づく
信号の変動に比べ1体動等による信号の変動の方が大き
い。すなわち過去所定期間内の脈拍数データのばらつき
が大である場合、そのばらつきは体動等によるもので、
その脈拍数データの信頼度は低いと判断できる。逆に過
去所定期間内の脈拍数データのばらつきが小である場合
には。The reliability of the pulse rate determined by the pulse rate detection unit (5) is evaluated by the control unit (6) in step #4. Generally, signal fluctuations due to one body movement are larger than signal fluctuations based on changes in pulse rate due to changes in biological conditions. In other words, if there is a large variation in pulse rate data within a predetermined period in the past, the variation is due to body movement, etc.
It can be determined that the reliability of the pulse rate data is low. Conversely, if the variation in pulse rate data within the past predetermined period is small.
その脈拍数データの信頼度は高いと判断できる。It can be determined that the reliability of the pulse rate data is high.
従って、このばらつきの大小により、脈拍数データの信
頼度を決定する。なお、過去所定期間内の脈拍数データ
が安定しておシ、その後急激に脈拍数データがはらつき
始めた場合には、明らかに体動等によるノイズが発生し
たと判断できる。この場合、その時の脈拍数データを削
除して脈拍数を求める。Therefore, the reliability of the pulse rate data is determined based on the magnitude of this variation. Note that if the pulse rate data has been stable for a predetermined period in the past and then suddenly begins to fluctuate, it can be determined that noise has clearly occurred due to body movement or the like. In this case, the pulse rate data at that time is deleted to obtain the pulse rate.
以」二のようにして求められた脈拍数とそのデータの信
頼度より、制御部(6)はステップ#5でB、P。Based on the pulse rate obtained as described above and the reliability of the data, the control unit (6) selects B and P in step #5.
F0部(7)の特性を制御する。まず、脈拍数によυB
、1m 、 F’ 、部(7)の選択周波数を決定し
制御する。これは対数変換部(4)から出力される脈波
信号の主周波数成分のみB、P、F、部(7)を通過さ
せ、それ以外の周波数領域のノイズをB、P、F、部(
7)で除去させるためである。次に、脈拍数データの信
頼度よシB、P、F、部(7)の通過帯域の幅を決定す
る。すなわち脈拍数データの信頼度が低い場合にはB、
P、F。Controls the characteristics of the F0 section (7). First, depending on the pulse rate υB
, 1m, F', the selection frequency of section (7) is determined and controlled. This allows only the main frequency components of the pulse wave signal output from the logarithmic conversion section (4) to pass through the B, P, F, section (7), and noise in the other frequency regions is passed through the B, P, F, section (7).
This is to remove it in step 7). Next, the reliability of the pulse rate data and the width of the passband of the sections B, P, and F (7) are determined. In other words, if the reliability of the pulse rate data is low,
P.F.
部(7)の通過帯域幅を広げ、脈拍数データの信頼度が
高い場合にはB、P、F、部(7)の通過帯域幅をせば
める。これは、脈拍数データの信頼度が低いにもかかわ
らず、B、P、F。部(7)の通過帯域幅をせばめると
、脈波信号そのものも減衰させてしまう可能性があるか
らである。例えば、過去所定期間安定していた脈拍数デ
ータが急にばらつき始めた場合には、明らかに体動等に
よるノイズが発生したと判断できるため、B、P、F、
部(7)の通過帯域を徐々に広げる。その後脈拍数デー
タが再び安定し始めた場合は、B、P、F、部(7)の
通過帯域を徐々に元の幅にせばめる。The passband width of the section (7) is widened, and when the reliability of the pulse rate data is high, the passband width of the B, P, F, sections (7) is narrowed. This is despite the low reliability of pulse rate data for B, P, and F. This is because if the passband width of section (7) is narrowed, the pulse wave signal itself may also be attenuated. For example, if pulse rate data that had been stable for a predetermined period in the past suddenly starts to fluctuate, it can be determined that noise has clearly occurred due to body movement, etc.
The passband of section (7) is gradually widened. After that, when the pulse rate data starts to stabilize again, the passbands of the B, P, and F sections (7) are gradually narrowed to the original width.
B、P、F、部(7)でフィルタリング処理された信号
は演算部(8)に入力され、ステップ#6において酸素
飽和度5a02値の演算が行われる。具体的には、B、
P、I−、部(7)から入力された二つの光、赤外光I
Rと赤色光艮それぞれに関する二つの信号を演算部(8
)においてA/Di換し、これによって得られたデジタ
ル信号をもとに最終的な動脈血飽和度5aOz値を演算
する。この演算結果はステップ#7で表示部(9)に出
力されて表示され、フローはステップ#3に戻る。The signals filtered by the B, P, F sections (7) are input to the calculation section (8), and the oxygen saturation 5a02 value is calculated in step #6. Specifically, B,
P, I-, two lights input from section (7), infrared light I
The two signals related to R and red light are sent to the calculation unit (8
), and a final arterial blood saturation value of 5aOz is calculated based on the digital signal obtained thereby. This calculation result is outputted and displayed on the display section (9) in step #7, and the flow returns to step #3.
ここで第1図に示すB、P、F、部(7)の構成の一例
を第3図に示す。第3図で対数変換部(4)から出力さ
れた赤外光IRに関する脈波信号は、アナログスイッチ
SL、 52.53を介してそれぞれ異なる選択周波数
を有する複数のB、P 、F 、すなわちB、P、F。Here, an example of the configuration of portions B, P, and F (7) shown in FIG. 1 is shown in FIG. 3. In FIG. 3, the pulse wave signal related to the infrared light IR output from the logarithmic conversion unit (4) is transmitted to a plurality of B, P, F, each having a different selection frequency via an analog switch SL, 52.53, that is, B , P.F.
1 、 B、l”、F、 2及びB、P、F、3の3種
合いずれかに入力する。赤色光艮についてもスイッチS
4,55゜S6を介し、B、P、F、 4 、 B、P
、F、 5及びB、P、F、 6のいずれかに脈波信号
が入力される。このときB、P、F、 lとB、P、F
、 4 、 B、P、IX、2とB、P、F、5 。1, B, l", F, 2 and B, P, F, 3. For the red light, also switch S.
4,55° Via S6, B, P, F, 4, B, P
, F, 5 and B, P, F, 6, the pulse wave signal is input. At this time, B, P, F, l and B, P, F
, 4, B, P, IX, 2 and B, P, F, 5.
B、l”、1=’、3とB、P、F、 5はそれぞれ同
一選択周波数を有し、赤外光I Rと赤色光にの脈波信
号は同一選択周波数を有するLl、P、F、に入力され
る。B, l'', 1=', 3 and B, P, F, 5 each have the same selection frequency, and the pulse wave signals for the infrared light IR and red light have the same selection frequency Ll, P, F, is input.
一方制御部(6)は、脈拍数検出部(5)からの脈拍数
データに従って最も適当な選択周波数を有するB、1)
、l・、を選択し、選択されたB、P、F、へ脈波信号
が入力するようアナログスイッチを制御する。On the other hand, the control unit (6) selects the most appropriate selected frequency according to the pulse rate data from the pulse rate detection unit (5).
, l., and controls the analog switch so that the pulse wave signal is input to the selected B, P, and F.
又同時に、脈拍数データの信頼性に基づいて、信号呵貧
を介しB、P、F、部の通過帯域幅を制御する。At the same time, the passband widths of the B, P, and F sections are controlled through signal deterioration based on the reliability of the pulse rate data.
例えばオキシメーターの電源スィッチをオンにした直後
や、脈拍数データのふらつきが見られた場合、それぞれ
のB、P、F、のQ値を制御することでB、P、F、部
(7)全体としての通過帯域幅を広くする。For example, immediately after turning on the power switch of the oximeter or when fluctuations in pulse rate data are observed, by controlling the Q value of each B, P, F, part (7). Widen the overall passband width.
第3図に示したB、P、F、部(7)のフィルタリング
処理の効果を第4図乃至第7図を用いて説明する。The effects of the filtering process in sections B, P, and F (7) shown in FIG. 3 will be explained using FIGS. 4 to 7.
第4図は対数変換部(4)より出力されたフィルタ拍数
とそのデータの信頼度による時間的区分で、その境界は
破線で示されている。フィルタリング前は脈波信号に多
くのノイズが含まれているため、これをもとに5a02
@を演算すると、第5図の実線が示すように、5aOz
値はふらつきが大きく信頼度も低い。FIG. 4 shows temporal divisions based on the filter beat number output from the logarithmic conversion unit (4) and the reliability of the data, and the boundaries are indicated by broken lines. Before filtering, the pulse wave signal contains a lot of noise, so based on this, 5a02
When @ is calculated, as shown by the solid line in Figure 5, 5aOz
The values fluctuate widely and have low reliability.
そこで脈拍数とそのデータの信頼度に応じてls、P、
F、部(7)の選択周波数とQ値を制御した上で脈波信
号にフィルタリング処理を施す。Therefore, depending on the pulse rate and the reliability of the data, ls, P,
After controlling the selected frequency and Q value of the F section (7), the pulse wave signal is subjected to filtering processing.
例えば、第4図の区分a1において脈拍数は中程度であ
るので、中程度の選択周波数を有する一; 5室
B、P、F、2幡脈悟信号を入力し、区分a2では脈拍
数が大きいので脈波信号は選択周波数の高いB、P、F
、 lへ1区分a3では脈拍数が小さいので選択周波数
の低いB、P、F、 3へ入力する。同時にB、P、F
、部(7)のQ値も脈拍数データの信頼度に応じて制御
されフィルタリング処理が行われる。フィルタリング処
理後の信号は第6図の実線が示す通シノイズが減少して
いる。同様の処理を赤色光Kに関する脈波信号について
も行い、これら二つの処理後の信号をもとにSaO2値
を演算すると1.第7図の実線が示す通りふらつきが小
さく信頼度の高いものとなる。For example, since the pulse rate is moderate in section a1 in FIG. Since the pulse wave signal is large, the selected frequencies are B, P, and F.
, l Since the pulse rate is low in 1 division a3, the selected frequencies are input to B, P, F, and 3, which have low selection frequencies. B, P, F at the same time
, the Q value of section (7) is also controlled according to the reliability of the pulse rate data and filtering processing is performed. The signal after the filtering process has reduced noise as indicated by the solid line in FIG. Similar processing is also performed on the pulse wave signal related to red light K, and the SaO2 value is calculated based on these two processed signals. As shown by the solid line in FIG. 7, the fluctuation is small and the reliability is high.
このように体動等によるノイズが発生した場合も、その
時の脈拍数データの変動に応じてB、l)、l=。In this way, even when noise occurs due to body movement, B, l), l= depending on the fluctuation of the pulse rate data at that time.
部(7)の選択周波数及び通過帯域幅が制御されるため
、B、P、F、部(7)は対数変換部(4)から出力さ
れた脈波信号に対し常に適切なフィルタリング処理を行
なうことができる。よって、フィルタリング処理後の信
号をもとに演算された5a02値は1より誤差の少ない
正確なものとなる。Since the selection frequency and passband width of the section (7) are controlled, the B, P, F sections (7) always perform appropriate filtering processing on the pulse wave signal output from the logarithmic conversion section (4). be able to. Therefore, the 5a02 value calculated based on the signal after the filtering process is accurate with less error than 1.
また、第3図に示した構成とは別のB 、 P 、 l
−’ 、部(7)の構成の一例を第8図に示す。ここで
はそれぞれ異なるcut off周波数をもつ複数のり
、P、F 、と)1.P、F’、が設けられているが、
L、P、F、1とり、P、F。In addition, B, P, l, which is different from the configuration shown in FIG.
-', an example of the configuration of section (7) is shown in FIG. Here, a plurality of glues, each having a different cut off frequency, P, F, and )1. Although P and F' are provided,
L, P, F, 1, P, F.
4 、 L、P、F、2とり、P、F、5 、 L、P
、F、3とり、P、F、6゜又%H,P、F、1とH,
P、F、4 、 H,P、F 、2とH,P、F、5゜
H,1″、ト、3とH,P、F、5はそれぞれ同−cu
t off周波数を有し、赤外光IKと赤色光にの脈波
信号は同一(uto目周波周波数する一対のり、P、F
、及び一対のH,P、F、に入力される。4, L, P, F, 2, P, F, 5, L, P
, F, 3, P, F, 6° and %H, P, F, 1 and H,
P, F, 4, H, P, F, 2 and H, P, F, 5゜H, 1'', 3 and H, P, F, 5 are the same - cu
t off frequency, and the pulse wave signals of infrared light IK and red light are the same (a pair of beams with the t off frequency, P and F
, and a pair of H, P, F.
制御部(6)は脈拍数検出部(5)からの脈拍数データ
とその信頼度に従って適当なり、P、F、及び)1.P
、F。The control unit (6) determines P, F, and )1. P
,F.
る脈波信号が入力するようアナログスイッチS7乃至5
18を制御する。analog switches S7 to S5 so that the pulse wave signal is input.
18.
この場合り、P、F、とH,P、F、の組み合わせを制
御することによってB、P、F、部(7)全体としての
選択周波数と通過帯域幅との両方を制御できる。例えば
選択周波数を高くしたい場合はり、P、F、及びH,P
、F、共に高いcut off周波数を有するものを選
択し、逆に選択周波数を低くしたい場合は、L、P、F
、及びHoP、F、共に低いcut off周波数を有
するものを選択する。又、通過帯域幅を広くしたい場合
は、高いcut off周波数を有するり、P、F。In this case, by controlling the combination of P, F and H, P, F, it is possible to control both the selection frequency and the passband width of the B, P, F section (7) as a whole. For example, if you want to increase the selected frequency, P, F, and H, P
, F, both of which have a high cut off frequency, and conversely, if you want to lower the selection frequency, select L, P, F.
, and HoP, F, both of which have low cut off frequencies are selected. Also, if you want to widen the passband width, use a high cut off frequency or use P, F.
と低いcut off周波数を有するH、P、F、を選
択し、逆に通過帯域幅を狭くしたい場合は、低いcut
off周波数を有するり、P、F、と高いcut of
f周波数を有する)i、P、F、を選択する。Select H, P, F, which has a low cut off frequency, and conversely, if you want to narrow the passband width, select a low cut off frequency.
off frequency or high cut of P, F, etc.
i, P, F, with f frequencies.
又、L、P、F、とI−1,P、F、の順序を逆にして
も同じ効果が得られる。Furthermore, the same effect can be obtained even if the order of L, P, F and I-1, P, F is reversed.
第9図は本発明の第2実施例に係る光電脈波型オキシメ
ーターとしてb 、p 、F 、 部(7)の機能をコ
ンピューターのソフトウェアによって実現する場合の全
体構成を示すブロック図である。FIG. 9 is a block diagram showing the overall configuration of a photoplethysmographic oximeter according to a second embodiment of the present invention in which the functions of the b, p, F, section (7) are realized by computer software.
発光部(1)から制御部(6)までの構成は第1図に示
すものと同一である。対数変換部(4)から出力された
脈波信号はA/D変換部(10)にて順次A/D変換さ
れ、変換後の信号はフィルタリング処理部(11)に入
力し、ここでフィルタリング処理を施される。このとき
制御部(6)は脈拍数検出部(5)からの脈拍数データ
に従ってフィルタリング処理部(11)を制御する。フ
ィルタリング処理部(11)で主周波数成分以外のノイ
ズが除去された信号は演算部(8)に入力される。これ
をもとに動脈血酸素飽和度Sa 02値が演算され、そ
の演算結果は表示部(9)で表示される。The configuration from the light emitting section (1) to the control section (6) is the same as that shown in FIG. The pulse wave signal output from the logarithmic conversion section (4) is sequentially A/D converted by the A/D conversion section (10), and the converted signal is input to the filtering processing section (11), where it undergoes filtering processing. will be administered. At this time, the control section (6) controls the filtering processing section (11) according to the pulse rate data from the pulse rate detection section (5). The signal from which noise other than the main frequency component has been removed by the filtering processing section (11) is input to the calculation section (8). Based on this, the arterial blood oxygen saturation Sa 02 value is calculated, and the calculation result is displayed on the display section (9).
フィルタリング処理部(11)におけるフィルタリング
処理の一方法として重みつき移動平均法を用いることが
できる。この重み付き移動平均法ではA/D変換部(1
0)から順次入力する複数のデジタル信号(以下、−x
(i)とする。)の値に式■のように重み関数を用いて
平滑値を演算する。A weighted moving average method can be used as one method of filtering processing in the filtering processing section (11). In this weighted moving average method, the A/D converter (1
A plurality of digital signals (hereinafter referred to as −x
(i). ) to calculate a smoothed value using a weighting function as shown in equation (■).
の平滑値X (i)を演算するということは、信号x(
i)の周波数について言えば高域周波数成分を除去する
こと、つまりL 、 l) 、 F 、と同じ効果を得
ることになる。Calculating the smoothed value X (i) of the signal x(
Regarding the frequency i), the same effect as L, l), F can be obtained by removing the high frequency component.
逆に、式■の重み付き移動平均法で得られた平滑値をも
との信号x(i)から差し引いた値Y(りは但しここで
、
X(i):N個のデジタル信号の平滑値但しN:平滑化
点数、N=2M+1゜
M=自然数
ω(j):重み関数
W:正規化のための定数
j : j=−M、・・・、M、−1,0,1,・
・・ Mである。Conversely, the value Y (y) obtained by subtracting the smoothed value obtained by the weighted moving average method of formula (■) from the original signal x(i) is: Values where N: number of smoothing points, N=2M+1°M=natural number ω(j): weighting function W: constant j for normalization: j=-M, ..., M, -1, 0, 1,・
...It is M.
式■のように重み付き移動平均法でx(i−M)。x(i-M) using the weighted moving average method as shown in equation (2).
x(i −M+1 )、−x(i)、−x(i十M−1
)、X(1+M)で表わされる。x(i −M+1 ), −x(i), −x(i×M−1
), X(1+M).
式■のように重み付き移動平均法を用いてY (i)の
値を演算することは、信号x(i)の周波数について言
えば低域周波数成分を除去すること、つまりHoP、F
、と同じ効果を得ることになる。Calculating the value of Y (i) using the weighted moving average method as in equation
, you will get the same effect as .
従って、重み付き移動平均法を式■及び式■を利用する
ことにより、L、P、F、とHoP、F、を組みと
合わせた場合を同様に、帯域通過フィルタリング効果が
得られる。Therefore, by using the weighted moving average method using equations (2) and (2), a band-pass filtering effect can be obtained similarly when L, P, F, and HoP, F are combined.
なお、式■及び式■における重み関数ω(j)及び平滑
化点数Nを制御することで高域及び低域のcut of
f周波数を制御できる。つまり、体動等によるノイズが
発生した場合も、その時の脈拍数データ及びその信頼度
の変動に応じてフィルタリング処理部(11)の選択周
波数及び通過帯域幅が制御されるため、フィルタリング
処理部(11)は対数変換部(4)からの脈波信号に対
し常に適切なフィルタリング処理を行うことができる。In addition, by controlling the weighting function ω(j) and the number of smoothing points N in equations ■ and
f frequency can be controlled. In other words, even when noise occurs due to body movement, etc., the selection frequency and passband width of the filtering processing section (11) are controlled according to the pulse rate data at that time and its reliability, so the filtering processing section (11) 11) can always perform appropriate filtering processing on the pulse wave signal from the logarithmic conversion section (4).
次に、第9図に示す実施例のフィルタリング処理動作を
、第10図のフローチャートを用いて説明する、
第1θ図のステップ#11乃至ステップ#14は、第2
図のステップ#1乃至ステップ#4と同一である。Next, the filtering processing operation of the embodiment shown in FIG. 9 will be explained using the flowchart in FIG. 10. Steps #11 to #14 in FIG.
This is the same as steps #1 to #4 in the figure.
制御部(6)は、ステップ#IIt’、脈拍数とそのデ
ータの信頼度の評価に応じて適切な高域及び低域のcu
t off周波数が得られるよう、重み関数ω(」)及
び平滑化点数Nを決定し、ステップ#16でフィタリン
グ処理部(11)に入力する。In step #IIt', the control unit (6) controls appropriate high-frequency and low-frequency cues according to the evaluation of the pulse rate and the reliability of the data.
The weighting function ω('') and the number of smoothing points N are determined so as to obtain the t off frequency, and are input to the filtering processing unit (11) in step #16.
ステップ#17でA/D変換部(10)で順次A/D変
換された脈波信号x(i)が、フィルタリング処理部(
11)に入力される。このときX(り自身以外の信号X
(i十j)も合わせて入力される。ステップ#18では
フィルタリング処理部(11)によって式■に示す高域
周波数成分を除去するフィルタリング演算、ステップ#
19では式■に示す低域周波数成分を除去するフィルタ
リング演算が行われ、フィルタリング処理部(11)に
よる帯域通過フィルタリング処理の完了となる。In step #17, the pulse wave signal x(i) sequentially A/D converted by the A/D converter (10) is
11). At this time, X (signal X other than itself)
(i + j) are also input. In step #18, the filtering processing unit (11) performs a filtering operation to remove the high frequency component shown in equation (2).
At step 19, a filtering operation is performed to remove the low frequency component shown in equation (2), and the band-pass filtering process by the filtering processing section (11) is completed.
なお、ステップ#18.#19の順序を逆にしても帯域
通過フィルタリング処理としては問題ない。Note that step #18. Even if the order of #19 is reversed, there is no problem in bandpass filtering processing.
ステップ#20で、演算部(8)はフィルタリング処理
部(11)からの入力信号をもとに動脈血酸素飽和度S
a 02値を演算する。その演算値はステップ#21に
おいて表示部(9)で表示され、フローはステップ#1
3に戻る。In step #20, the calculation section (8) calculates the arterial oxygen saturation S based on the input signal from the filtering processing section (11).
Calculate the a02 value. The calculated value is displayed on the display section (9) in step #21, and the flow continues in step #1.
Return to 3.
以上の実施例ではフィルタリング処理部(11)におけ
るフィルタリング処理の一方法として、胤み付き移動平
均法を利用しているが、フーリエ変換を利用してもよい
。この場合はまず、制御部(6)で脈拍数及びそのデー
タの信頼度の評価に応じてフーリエ関数を決定し、フィ
ルタリング処理部(11)に入力する。ついでA/D変
換部(10)でA / D変換された信号x(i)がフ
ィルタリング処理部(11)に入力される。フィルタリ
ング処理部はこの信号X(りをフーリエ変換し、その結
果に制御部(6)より入力されたフーリエ関数を乗算す
る。さらにその乗算の結果を逆変換して、フィルタリン
グ処理部(11)による帯域通過フィルタリング処理の
完了となる。In the above embodiment, the seeded moving average method is used as a method of filtering processing in the filtering processing section (11), but Fourier transformation may also be used. In this case, first, the control unit (6) determines a Fourier function according to the evaluation of the pulse rate and the reliability of the data, and inputs it to the filtering processing unit (11). The signal x(i) that has been A/D converted by the A/D converter (10) is then input to the filtering processor (11). The filtering processing unit performs Fourier transform on this signal Bandpass filtering processing is completed.
発明の効果
この発明によれば、動脈血の酸素飽和度を求める前の光
電脈波信号に含まれるノイズ成分を低減することにより
酸素飽和度演算値のばらつきを少なくしているので、各
測定値そのものの精度が改善され、酸素飽和度の表示値
が安定するとともに、その信頼性も高まる。Effects of the Invention According to the present invention, by reducing noise components included in the photoplethysmogram signal before determining the oxygen saturation of arterial blood, variations in oxygen saturation calculation values are reduced, so each measurement value itself This improves the accuracy of oxygen saturation readings, making them more stable and more reliable.
第1図は本発明の第1実施例に係る光電脈波型オキシメ
ーターの全体構成を示すブロック図、第2図は第1実施
例に係る光電脈波型オキシメーターの動作を示すフロー
チャート、第3図はi≠半は対数変換部より出力された
脈波信号を示すグラフ、第5図は第4図に示す脈波信号
をもとに演算ルタリング処理後の信号−を示すグラフ、
第7図は・第6図に示す信号をもとに演算された動脈血
の酸示す図、第9図は本発明の第2実施例に係る光電脈
波型オキシメーターの全体構成を示すブロック1ン
図、第10図軛第2実施例に係る光電脈波型オキ変換部
、5・・・脈拍数検出部、6・・・制御部、7・・・B
、1m、F、部、8・・・演算部、9・・・表示部、1
0・・・A/D変換部、11・・・フィルタリング処理
部である。FIG. 1 is a block diagram showing the overall configuration of a photoplethysmographic oximeter according to a first embodiment of the present invention, FIG. 2 is a flowchart showing the operation of the photoplethysmographic oximeter according to the first embodiment, and FIG. FIG. 3 is a graph showing the pulse wave signal output from the logarithmic conversion section where i≠half, and FIG. 5 is a graph showing the signal after calculation ruttering processing based on the pulse wave signal shown in FIG. 4.
FIG. 7 is a diagram showing the acidity of arterial blood calculated based on the signals shown in FIG. 6, and FIG. 9 is a block 1 diagram showing the overall configuration of a photoplethysmographic oximeter according to a second embodiment of the present invention. Figure 10: Photoplethysmographic conversion unit according to the second embodiment, 5...Pulse rate detection unit, 6...Control unit, 7...B
, 1m, F, section, 8... calculation section, 9... display section, 1
0: A/D conversion unit; 11: filtering processing unit.
Claims (1)
光し、生体内の動脈血による吸収の影響により脈動する
光電脈波信号を得て、この光電脈波信号に基づき動脈血
の酸素飽和度を測定する光電脈波型オキシメーターにお
いて、脈拍を検出する手段と、上記光電脈波信号に対し
周波数フィルタリングを行う手段と、上記脈拍検出手段
に基づいて上記周波数フィルタリング手段における通過
周波数帯域を変化させる制御手段とを設け、この周波数
フィルタリングを行った光電脈波信号に基づき動脈血の
酸素飽和度を求めることを特徴とする光電脈波型オキシ
メーター。 2、上記脈拍検出手段は脈拍の周波数を検出する手段を
含み、上記制御手段は、脈拍の周波数に基づき上記フィ
ルタリング手段における通過周波数帯域をシフトさせる
手段を含むことを特徴とする特許請求の範囲第1項記載
の光電脈波型オキシメーター。 3、上記脈拍検出手段は、検出した脈拍の信頼度を判定
する手段を含み、上記制御手段は、判定された信頼度に
基づき、上記フィルタリング手段における通過周波数帯
域幅を変化させる手段を含むことを特徴とする特許請求
の範囲第1項又は第2項記載の光電脈波型オキシメータ
ー。 4、上記脈拍検出手段は、光電脈波信号に基づき脈拍を
検出することを特徴とする特許請求の範囲第1項から第
3項のいずれかに記載の光電脈波型オキシメーター。 5、上記脈拍検出手段は、光電脈波信号とは別の信号源
に基づき脈拍を検出することを特徴とする特許請求の範
囲第1項から第3項のいずれかに記載の光電脈波型オキ
シメーター。 6、上記フィルタリング手段は、帯域通過フィルターを
含むことを特徴とする特許請求の範囲第1項から第5項
のいずれかに記載の光電脈波型オキシメーター。 7、上記フィルタリング手段は、高域通過フィルターを
含むことを特徴とする特許請求の範囲第1項から第5項
のいずれかに記載の光電脈波型オキシメーター。 8、上記フィルタリング手段は、低域通過フィルターを
含むことを特徴とする特許請求の範囲第1項から第5項
のいずれかに記載の光電脈波型オキシメーター。 9、上記光電脈波信号に対しA/D変換を行う手段を有
するとともに、上記フィルタリング手段が、このA/D
変換を行った光電脈波信号に含まれる不要周波数成分を
除去するデジタル処理回路を含むことを特徴とする特許
請求の範囲第1項から第5項のいずれかに記載の光電脈
波型オキシメーター。[Claims] 1. Receive light of at least two wavelengths that has passed through the living body, obtain a photoplethysmogram signal that pulsates due to absorption by arterial blood in the living body, and detect the arterial blood based on this photoplethysmographic signal. A photoplethysmographic oximeter for measuring the oxygen saturation of a person, which includes a means for detecting pulse, a means for frequency filtering the photoplethysmographic signal, and a frequency filtering means for frequency filtering based on the pulse detecting means. 1. A photoplethysmogram oximeter, comprising a control means for changing a band, and determining the oxygen saturation of arterial blood based on the frequency-filtered photoplethysmogram signal. 2. The above-mentioned pulse detection means includes means for detecting the frequency of the pulse, and the control means includes means for shifting the pass frequency band of the filtering means based on the frequency of the pulse. The photoplethysmographic oximeter according to item 1. 3. The pulse detection means includes means for determining reliability of the detected pulse, and the control means includes means for changing the pass frequency bandwidth of the filtering means based on the determined reliability. A photoplethysmographic oximeter according to claim 1 or 2. 4. The photoplethysmogram oximeter according to any one of claims 1 to 3, wherein the pulse detection means detects the pulse based on a photoplethysmogram signal. 5. The photoplethysmogram according to any one of claims 1 to 3, wherein the pulse detection means detects the pulse based on a signal source different from the photoplethysmogram signal. oximeter. 6. The photoplethysmographic oximeter according to any one of claims 1 to 5, wherein the filtering means includes a bandpass filter. 7. The photoplethysmographic oximeter according to any one of claims 1 to 5, wherein the filtering means includes a high-pass filter. 8. The photoplethysmographic oximeter according to any one of claims 1 to 5, wherein the filtering means includes a low-pass filter. 9. Means for performing A/D conversion on the photoplethysmographic signal, and the filtering means converts the A/D
The photoplethysmogram oximeter according to any one of claims 1 to 5, characterized in that it includes a digital processing circuit that removes unnecessary frequency components contained in the converted photoplethysmogram signal. .
Priority Applications (1)
Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
---|---|---|---|
JP63327037A JPH02172443A (en) | 1988-12-23 | 1988-12-23 | Photoelectric pulse wave type oxymeter |
Applications Claiming Priority (1)
Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
---|---|---|---|
JP63327037A JPH02172443A (en) | 1988-12-23 | 1988-12-23 | Photoelectric pulse wave type oxymeter |
Publications (1)
Publication Number | Publication Date |
---|---|
JPH02172443A true JPH02172443A (en) | 1990-07-04 |
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ID=18194602
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Application Number | Title | Priority Date | Filing Date |
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JP63327037A Pending JPH02172443A (en) | 1988-12-23 | 1988-12-23 | Photoelectric pulse wave type oxymeter |
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