JPH0386152A - Oxymeter - Google Patents
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Landscapes
- Investigating Or Analysing Biological Materials (AREA)
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Abstract
Description
本発明は、血液の酸素飽和度を測定する装置即ちオキシ
メーターに関する。The present invention relates to a device or oximeter for measuring the oxygen saturation of blood.
オキシメーターは、人体の適所例えば指先等に光を当て
てその部位の光の透過光或は反射光を測定し、その測定
値から動脈血中の酸素飽和度を算出し記録する装置であ
る。このような吸光度法による酸素飽和度の測定には、
通常対数演算が必要であり、対数変換素子を用いると、
測定精度が得られない、このため対数演算を必要としな
い方法が、特公昭62−16646号で本願出願人によ
り提案された。
まずその従来方法の原理について説明を行う。
人体の測定部を大きく分類すると、骨、皮膚等の血液以
外の組織を−まとめにしたA層と、静脈血のB層と、動
脈血の0層に分けることができる。
0層は更に還元ヘモグロビンのB層と、酸化ヘモグロビ
ンのHo層とに分かれる。各層の厚みをXa、Xb、X
c=Xh+Xhoとすれば、酸素飽和度Sは、
S = X h o / X c
=Xho/ (Xh+Xho)・・・・・・・・・(1
)として求められる。いま、測定部位に照射する光の強
度をIo、透過光の強度をIとし、各層の吸収係数をA
a、Ab、Ah、Ahoとすると、I = 1
。 、 e−(Aa−J’、L+4−λ’h+Arλ
”1+Ata ・A) 、、−−−(2となる。A層
、B層の吸収係数Aa、Ab及び厚みXa、Xbは時間
的に変化しないので、Aa・Xa+Ab −Xbの指数
部分を、まとめて定数Kに置き換えると、上式(2)は
、
I=K 、 1.。 、−(At・Xム十Aイ1
Xl・) 、−−−m−C3)となる、(1)式で
Xh+Xho=dとおくと、Xho=S −d、Xh=
d (1−3)となり、従って、(3)式は
1=に一1o、eイAt0−’;)+Ate#5)(1
,−−−−−。
となる、dは時間的に変化する成分なのでd(をンで表
し、時XIJ t oにおける透過光強度をI、時刻t
oからAt r&の透過光強度をIoとすると、1’
=x+(dI/dt)Atであるがら、ビ = ■ r
AA(/−8”)+Ata−3jpJt】、ムt−−−
−−(’51となり、従って、
(I−I )/1
=[Ah−(1−3)+Aho−3コ d’ (t
)×Δt ・・・・・・・・・・・・(
6)となる。(6)式はSとd’ (t)の2数が未
知数であるから、波長の異なる2種の光を用いて測定を
行い、Sを求めることができる。例えば、使用する2種
の光として、一つは酸化、還元両型のヘモグロビンの吸
収係数AhとAhoが等しい波長λ1と両方の吸収係数
が異なる波長λ2を用い、例えば、波長λ1で測定する
と、(6)式は下記のようになる。
[(I−xo)/Ilλ1
=Ah” ・d’ (t) ・At・・・・・・・・
・・・・(7)(f旦し、ここで「 1λ1は一λ1t
ご付すふ値の意味する。)
上記(7)式を変形すると、d’ (t)Atが求め
られる。これを(6)式に代入すると、[(I−I’)
/I コ λ 2/[(I −I ’)/I
] λ 1= [Ah ・ (1−3) 十
Aho −S コ /Ah’従って、
[(I−1’)/I]λ2/[(I −I ’)/ I
] λ1=Pとおけば、
5=
(Ah’ −P−Ah)/ (Aho−Ah)−43
)となる、Ah’ 、Aho、Ahは既知係数であるか
ら、PによってSを求めることが可能である。
即ち、波長λ1.λ2の2種の光を用いて、その透過光
の時間変動差分(r−I’ )と透過光強度■を測定す
ることにより、酸素飽和度を求めることができる。
なお、上記の原理説明において、酸素飽和度Sは、変数
Pの一次関数の形で表されているが、実際の生体におけ
る血液において、血球の散乱効果を者rtl−7ト1F
IQlffi什b n t=I=K 、 ■o 、 e
−A4’ t ”4a]de −(31’で表し
ても良い、従って、この場合には、酸素飽和度Sは、変
数Pの二次関数の形で表されることになる。しかし、上
述の散乱効果を考慮した式を用いる場合においても、後
述する本発明の実施例の構成は変化なく、酸素飽和度を
求める演算制御部の演算式のみが変更される。
第8図に上記提案による装置の構成図を示す。
オキシメーターの光源として、酸化ヘモグロビンに対し
て吸収率が高い赤色光光源1と、酸化ヘモグロビンと還
元ヘモグロビンに対して吸収率が同じである赤外光光源
の2種類の光源を用い、光源1及び2からの光が生体を
透過した光を測定し、光源1と光源2における成る時点
の脈波信号をサンプルホールド部(以下S−H部と呼ぶ
)27゜28で同時に記憶(以下ホールドと呼ぶ)し、
差動回路21によりS−8部28でホールドした脈波信
号と上記サンプルホールド後の光源2に対する脈波信号
との差(変化量)を求め、これを比較回路23で基準電
圧回路24の出力信号と比較し、両者が一致した時点に
おける光源1に対する脈波信号と、先に光源1に対する
S−8部27でホールドした脈波信号との差(変化量)
を差動回路20で求め、その出力信号をS−8部26で
サンプルホールドし、S−8部26.27.28におい
て夫々サンプルホールドした値をA−D変換し、ディジ
タル化した値を用いて演算・制御回路32で上記式(8
)に代入して動脈血中の酸素飽和度Sを求めている。し
かし、上記方法では、2時点の脈波信号の変化量を求め
る必要があって、変化量を直接脈波信号から求めている
が、脈波信号は大きな直流成分に小さな変化成分が重畳
した信号で、その時間当たりの変化量は脈波信号強度に
対して非常に小さい値であるために、脈波信号測定値の
有効桁数に比較して、変化量の有効桁数は非常に小さく
なり、全体としてS/N比が悪いと云う問題があった。
S/N比改善のため、脈波信号の増幅率を上げると、直
流成分も増幅されるため、回路のダイナミックレンジを
大きくしなければならないと云う問題があった。An oximeter is a device that shines light onto a specific location on the human body, such as a fingertip, and measures the transmitted or reflected light from that location, and calculates and records the oxygen saturation in arterial blood from the measured value. To measure oxygen saturation using such an absorbance method,
Normally, logarithmic operations are required, and using a logarithmic conversion element,
The applicant of the present invention proposed a method that does not require logarithmic calculation because measurement accuracy cannot be obtained. First, the principle of the conventional method will be explained. Broadly speaking, the measuring parts of the human body can be divided into layer A, which is a collection of tissues other than blood such as bones and skin, layer B, which is venous blood, and layer 0, which is arterial blood. The 0 layer is further divided into a B layer of deoxyhemoglobin and a Ho layer of oxyhemoglobin. The thickness of each layer is Xa, Xb, X
If c=Xh+Xho, the oxygen saturation S is: S=Xho/Xc=Xho/(Xh+Xho) (1
) is required. Now, let the intensity of the light irradiated to the measurement site be Io, the intensity of the transmitted light be I, and the absorption coefficient of each layer be A.
If a, Ab, Ah, Aho, I = 1
. , e-(Aa-J', L+4-λ'h+Arλ
``1+Ata・A) ,,---(2.The absorption coefficients Aa, Ab and thicknesses Xa, Xb of layers A and B do not change over time, so the exponent part of Aa・Xa+Ab −Xb is summarized. If we replace it with the constant K, the above equation (2) becomes I=K, 1.., -(At・
If we set Xh+Xho=d in equation (1), then Xho=S -d, Xh=
d (1-3), therefore, equation (3) is 1 = 1o, eAt0-';) + Ate#5) (1
,------. Since d is a component that changes over time, d( is expressed as n, the transmitted light intensity at time XIJ to is I, and time t
If the transmitted light intensity from o to At r& is Io, then 1'
=x+(dI/dt)At, Bi = ■ r
AA(/-8”)+Ata-3jpJt], Mut---
--('51, therefore, (I-I)/1 = [Ah-(1-3)+Aho-3 d' (t
)×Δt ・・・・・・・・・・・・(
6). Since the two numbers S and d' (t) in equation (6) are unknown, S can be determined by performing measurement using two types of light having different wavelengths. For example, as two types of light to be used, one is a wavelength λ1 where the absorption coefficients Ah and Aho of both oxidized and reduced hemoglobin are equal, and the other is a wavelength λ2 where both absorption coefficients are different. For example, when measuring at the wavelength λ1, Equation (6) is as follows. [(I-xo)/Ilλ1 =Ah” ・d' (t) ・At・・・・・・・・・
...(7)
What does the value mean? ) By transforming the above equation (7), d' (t) At can be obtained. Substituting this into equation (6), [(I-I')
/I λ 2/[(I -I')/I
] λ 1= [Ah ・ (1-3) 10
Aho -S ko /Ah' Therefore, [(I-1')/I]λ2/[(I -I')/I
] If λ1=P, 5= (Ah' -P-Ah)/ (Aho-Ah)-43
), Ah', Aho, and Ah are known coefficients, so it is possible to find S using P. That is, the wavelength λ1. By using two types of light of λ2 and measuring the time variation difference (r-I') of the transmitted light and the transmitted light intensity (2), the oxygen saturation level can be determined. In the above explanation of the principle, the oxygen saturation S is expressed in the form of a linear function of the variable P, but in actual living blood, the scattering effect of blood cells can be calculated by
IQlffi nt=I=K, ■o, e
-A4' t "4a]de - (31' may also be expressed. Therefore, in this case, the oxygen saturation S will be expressed in the form of a quadratic function of the variable P. However, as described above Even when using an equation that takes into account the scattering effect of The configuration diagram of the device is shown.The oximeter uses two types of light sources: a red light source 1 that has a high absorption rate for oxyhemoglobin, and an infrared light source that has the same absorption rate for oxyhemoglobin and deoxyhemoglobin. A light source is used to measure the light from light sources 1 and 2 that has passed through the living body, and the pulse wave signals at the time points formed by light sources 1 and 2 are collected in a sample hold section (hereinafter referred to as S-H section) 27° 28. At the same time, memorize (hereinafter referred to as hold),
The difference (amount of change) between the pulse wave signal held in the S-8 section 28 and the pulse wave signal for the light source 2 after the above-mentioned sample and hold is determined by the differential circuit 21, and this is determined by the comparison circuit 23 to be output from the reference voltage circuit 24. Difference (amount of change) between the pulse wave signal for light source 1 and the pulse wave signal for light source 1 previously held in the S-8 section 27 at the time when the signals match.
is obtained by the differential circuit 20, the output signal is sampled and held in the S-8 section 26, and the sampled and held values are A-D converted in the S-8 section 26, 27, and 28, and the digitized values are used. Then, the calculation/control circuit 32 calculates the above formula (8
) to determine the oxygen saturation level S in arterial blood. However, in the above method, it is necessary to find the amount of change in the pulse wave signal at two points in time, and the amount of change is found directly from the pulse wave signal, but the pulse wave signal is a signal in which a small change component is superimposed on a large DC component. Since the amount of change per hour is a very small value with respect to the pulse wave signal strength, the number of effective digits of the amount of change is very small compared to the number of effective digits of the pulse wave signal measurement value. However, there was a problem that the S/N ratio was poor overall. When the amplification factor of the pulse wave signal is increased in order to improve the S/N ratio, the DC component is also amplified, so there is a problem in that the dynamic range of the circuit must be increased.
本発明は、求められる脈波信号の変化量の有効桁数を広
げ、酸素飽和度演算値のS/N比を向上させることを目
的とする。An object of the present invention is to expand the number of effective digits of the amount of change in the pulse wave signal that is required, and to improve the S/N ratio of the calculated oxygen saturation value.
【課題を解決するための手段】
脈波型オキシメーターにおいて、異なる波長分布の光を
発光する少なくとも二つの発光手段と、上記発光手段か
ら生体測定部位に照射され生体測定部位で透過或は反射
した光を受光し受光した光を電気信号に変換する受光手
段と、受光手段の出力信号を上記光源別にサンプルホー
ルドするサンプルホールド手段Aと、受光手段の出力信
号がら各光源別の脈波交流成分だけを取り出し増幅する
手段と、増幅した各交流成分をサンプルホールドする光
源別のサンプルホールド手段Bと、上記手段Bにホール
ドされた信号とその後の交流成分との差を光源別に演算
する差分回路と、上記各差分回路の出力と前記サンプル
ホールド手段Aの出力信号とから酸素飽和度を算出する
ディジタル演算手段とを備えた。更にダイナミックレン
ジを狭くするために、上記光源別の差分回路のうち一方
の差分回路に接続されその出力が所定の値と一致するこ
とを検出する検出手段を備え、上記ディジタル演算手段
は、上記検出回路が検出する一致のタイミングに応じて
、他方の差分回路の出力及びサンプルホールド手段Aの
出力をAD変換して酸素飽和度を算出する。又は、上記
サンプルホールド手段Aを削除し、上記検出回路が検出
する一致のタイミングに応じて、他方の差分回路の出力
と光源別の受光手段の出力とより酸素飽和度を算出する
算出手段を設けた。[Means for Solving the Problems] A pulse wave oximeter includes at least two light emitting means that emit light with different wavelength distributions, and a light emitting means that irradiates a biological measurement site from the light emitting means and transmits or reflects light from the biological measurement site. A light receiving means that receives light and converts the received light into an electrical signal, a sample hold means A that samples and holds the output signal of the light receiving means for each light source, and a pulse wave alternating current component for each light source from the output signal of the light receiving means. sample and hold means B for each light source that samples and holds each amplified alternating current component; and a difference circuit that calculates the difference between the signal held by the means B and the subsequent alternating current component for each light source; A digital calculation means for calculating the oxygen saturation level from the output of each of the difference circuits and the output signal of the sample and hold means A was provided. In order to further narrow the dynamic range, a detection means is provided which is connected to one of the difference circuits for each light source and detects that its output matches a predetermined value, and the digital calculation means Depending on the timing of coincidence detected by the circuit, the output of the other difference circuit and the output of the sample-hold means A are AD-converted to calculate oxygen saturation. Alternatively, the sample and hold means A may be deleted, and a calculation means may be provided for calculating the oxygen saturation level from the output of the other difference circuit and the output of the light receiving means for each light source in accordance with the timing of coincidence detected by the detection circuit. Ta.
動脈血中の酸素飽和度の測定は、少なくとも2波長の光
を、測定部位に照射し、測定部位を反射或は透過した光
を成る時点と少し後の時点で測定し、測定値の2時点間
の変化量を、各波長毎に求め、その変化量と上記式る時
点の測定値から酸素飽和度を演算している0本発明は、
脈波信号の時間当たりの変化量は、直流信号成分を除い
た信号で求められ、直流信号を除いておけば、回路のダ
イナミックレンジをむやみに大きくしなくても、信号の
必要成分だけを増幅できるので、充分な増幅を行うこと
ができて、差分を求める回路のS/N比が向上し、また
、脈波信号の変化量を、増幅した交流成分の変化量から
求めることにより、演算に用いる変化量の有効数字の桁
数を広げ、演算全体として測定値のS/N比を向上させ
ている。To measure oxygen saturation in arterial blood, light of at least two wavelengths is irradiated onto the measurement site, and the light reflected or transmitted through the measurement site is measured at the same time and at a slightly later time, and the measured value is The present invention calculates the amount of change in each wavelength for each wavelength, and calculates the oxygen saturation level from the amount of change and the measured value at the time of the above formula.
The amount of change per time in the pulse wave signal is determined by the signal excluding the DC signal component.If the DC signal is removed, only the necessary components of the signal can be amplified without unnecessarily increasing the dynamic range of the circuit. As a result, sufficient amplification can be performed, improving the S/N ratio of the circuit that calculates the difference. Also, by determining the amount of change in the pulse wave signal from the amount of change in the amplified AC component, it is possible to perform calculations. By increasing the number of significant figures of the amount of change used, the S/N ratio of the measured value is improved as a whole in the calculation.
第1図に本発明の一実施例を示す、第1図において、1
は赤色光を発光する光源である。この光源1は、演算・
制御部32から出力されるクロックΦ1(第2図a)が
ONの時に点灯する。2は赤外光を発光する光源である
。この光源2は、演算・制御部32から出力されるクロ
ックΦ2(第2図b〉がONの時に点灯する。第2mc
に示すΦ3は、測光手段の暗電流サンプリングのための
クロックで、上記クロックΦ1.Φ2.Φ3は、第2図
a、b、cに示すように、夫々1/3デユーテイ(或は
それ以下のデユーティ)で、演算・制御部32によって
発信され、Φ1が光源1の光を、Φ2が光源2の光を、
Φ3が光源1及び光源2を共に消灯させて光源以外の外
来光(ダーク光〉等の影響即ちバックグランドを測定す
る時のタイミング信号として用いている。3は光量調整
部で、演算・制御部32からの制御信号により、光源2
の光量を調整する0本実施例においては、赤外光光源2
の光量のみを調整する構成になっているが、光量調整の
目的は、光源1及び光源2から発光した光が、被測定部
位に照射され、被測定部位を透過或は反射した透過光或
は反射光において、2光の強さの差が所定の範囲内にな
るようにすることであり、このことによって、後段の処
理回路の構成及び動作を簡単にすることである。従って
、光量制御は、2種の光源のどちらか一方或は両方を行
ってもどちらでも良い、光源1及び光源2から発射され
、被測定部位を透過或は反射した光は、受光部4によっ
て受光され電気信号として出力される。5はI−V変換
部で、受光部4の出力電流を電圧信号に変換し、第2図
dに示すような信号を出力する。なお、I−V変換部5
は、耐外来ノイズ性をあげるために、できるだけ受光部
4に近づけて設置する方が良い、6はDC増幅部で、I
−■変換部5の出力(第2図d〉より、クロックΦ3に
より信号をサンプリングするダーク光サンプルホールド
(S−H)部7の出力(第2図e)を減算した信号〈第
2図f〉を増幅する。
ダーク光S−H部7は、光源1及び光源2が共に消灯し
ている期間のDC増幅部6の出力を保持する。また、こ
のサンプルホールドのタイミングは、演算・制御部32
から出力されるクロックΦ3(第2図C)がONの時に
行う、8はDC増幅ゲイン調整部であり、演算・制御部
32からのDCゲイン調整信号によりDC増幅部7のゲ
インを調整し、DC増幅部7の出力信号強度が成る一定
範囲内に入るように調整する。脈波信号は測定部位や人
が異なれば、得られる信号強度が大きく変動するので、
信号強度を適当な範囲内になるように調整する必要があ
り、上記DC増幅部7のゲイン調整により上記調整を行
っている。9はLPF (ローパスフィルター)で、D
C増幅部6の出力信号より高周波のノイズを除去する。
高周波のノイズを除去されたDC増幅部7の出力信号を
、DC−RチャンネルS−8部27とDC−IR3−8
部28によって、赤色光及び赤外光の検出信号を夫々ク
ロックΦ1.Φ2がONの時サンプリングし、OFFの
時ホールドする。即ち、光源1の点灯タイミングと同期
して、DCRチャンネルS−8部27は、赤色光のサン
プリングを行い、光源2の点灯タイミングと同期して、
DC−IRチャンネルS−8部28は、赤外光のサンプ
リングを行う、第3図aに、DC−RチャンネルS−8
部27の出力信号を、第3図すに、DC−IRチャンネ
ルS−8部28の出力信号を示す、29はDC−Rチャ
ンネルLPF、30はDC−I RチャンネルLPFで
あり、夫々、RチャンネルS−8部27及びIRチャン
ネルS・8部28の出力信号に、ローパスフィルターリ
ング処理を施し、脈波信号の変化量の演算に用いる脈波
信号を得る。この信号が、前記式(61,(71等で、
分母に用いられる信号[I]λ1.[I]λ2になる。
IOは低周波ノイズをカットすると共に脈波信号の交流
成分を取出すHPF (バイパスフィルター)で、本発
明の要部である。HPFIOの一回路例を第6図に示す
。なお、本回路図には、カットオフ周波数の切換え部分
は省略している。アナログスイッチSW1.SW2は、
それぞれクロック中1.クロツクΦ2によってON、O
FFされる。クロックΦlがONの時、即ち、光源lが
点灯状態においては、第6図において、オペアンプとC
1,R1,R2,R3でバイパスフィルターが構成され
る。同様にクロックΦ2がONのときは、光源2が点灯
状態であり、第6図において、オペアンプとC2,R1
,R2,R3でバイパスフィルターが構成される。すな
わち、時分割的にバイパスフィルタリング処理が施され
る。この時のHPF 10の出力信号は第4図に示すよ
うになる。
11は周波数調整部で、演算・制御部32の制御のもと
に、HPF 10でカットされる限界周波数を調整する
。
12はAC増幅部で、)(PFloから出力される脈波
信号(第4図)を増幅する。13はAC増幅ゲイン調整
部であり、後述するIRチャンネルLPF17の出力の
A−Dカウント値より、演算・制御部32の制御のもと
、ACC増幅上12ゲインを調整する。
14はR(赤色光〉チャンネルS−H部、15はIR(
赤外光)チャンネルS−H部であり、ACC増幅上12
出力信号(第4図)を、夫々クロックΦ1.Φ2がON
の時はサンプリングを行い、OFFの時はホールドする
ことによって、Rチャンネルの脈波信号(第5図a〉と
IRチャンネルの脈波信号(第5図b)に分離してサン
プルホールドする。16はRチャンネルLPF、17は
IRRチヤンネルACであり、夫々、階段状を呈するR
チャンネルS−8部14及びIRチャンネルS−8部1
5の出力信号に、ローパスフィルターリング処理を施し
、脈波信号の変化量の演算に用いる脈波信号のAC成分
を得る。第5図a、 bにRチャンネルLPF16.I
RチャンネルLPF17の出力信号例を示す。
次に、RチャンネルLPF16.IRチャンネルLPF
17の出力信号からその時間当たりの変化量を算出する
のであるが、本実施例は、IRチャンネルの変化量が所
定値になった時の、Rチャンネルの変化量を測定してい
る。これは前記(8)式或は後述(9)式におけるPが
、分母に赤外光の変化分を有するので、IRチャンネル
の変化量を一定にすることで、演算を簡素化している。
まず、変化量のサンプルホールドを制御するタイミング
回路25の動作について説明する。IRチャンネル差動
回路21の出力信号(第5図d〉を絶対値回路22によ
り絶対値化し、その絶対値を比較回路部23で基準電圧
部24の出力信号(基準電圧)とを比較し、絶対値回路
22の出力と基準電圧が一致した時に、比較回路23か
ら一致信号を発信する。タイミング回路25は、その−
致信号により各回路の出力信号をサンプリング及びホー
ルドさせるための、サンプルホールド信号tl、t2(
第5図ンを発信する。一致信号が発せられると最初、サ
ンプルホールド信号t1はON(サンプリング)信号と
なり、RチャンネルAC−8−8部18.IRRチヤン
ネルAC8−8部19に送られ、RチャンネルAC−3
−8部18、IRRチヤンネルAC5−8部19は、L
PF16,17の出力信号をサンプリングする。サンプ
ルホールド信号t1はすぐにOFF (ホールド)信号
となり、サンプリングした上記信号を、比較回路部23
から一致信号が出力される迄ホールドする。サンプルホ
ールド信号t2は、一致信号により0FF(ホールド)
信号になり、RチャンネルS−8部40.IRRチヤン
ネルAC8・H部41.AC差分S−8部26に送られ
、RチャンネルS−8部40.IRチャンネルD−C−
5・H部41.AC差分S−8部26は、LPF29.
30及び差動回路20の出力信号がA−D変換部31に
よってA−D変換され、演算・制御部32に送られる迄
、サンプルホールドする。第5図c、dは、上述した動
作により、Rチャンネル差動回路20.rRチャンネル
差動回路21から出力される信号を示す。
演算・制御部32は、AC−3・8部26の出力をA−
D変換した結果(AC−Rとする〉と、RチャンネルD
C−S −8部40の出力をA−D変換した結果(DC
−Rとする)と、IRチャンネルDC−3−8部41の
出力をA−D変換した結果(DC−I R)とを用いて
、下式でPを求め、Pの値により、上述した式(8)等
によって動脈血酸素飽和度を求める。
P= [(AC−R)/ (DC−R)]/ [K/
(DC−I R) コ ・・・・・・・・・式
(9)ここでKは、予め求めている基準電圧部24のA
−D変換値である。
演算・制御部32は、上述したように各部の制御を行う
と共に、動脈血酸素飽和度(SaO2)の演算を行う、
更に、その結果を表示部34に表示し、データ出力部3
5で外部機器に出力し、データメモリ部36に記憶する
。33は操作入力部で、種々の設定値例えば5a02の
警報限界値等を設定する。
なお、上記実施例においては、DC−RチャンネルLP
F27.DC−IRチャンネルLPF28の出力はサン
プルホールド信号t1によって、それぞれRチャンネル
DC−3−8部40.IRチャンネルDC−3−8部4
1でサンプルホールドされるが、サンプルホールド信号
t2によって、ただちに、DC−RチャンネルLPF部
29とDC−I RチャンネルLPF30の出力をA−
D変換するように制御すれば、上記のRチャンネルDC
−3−8部40.IRチャンネルDC−8・8部41を
省略することも可能である。また、DC−Rチーyンネ
lk L P F部29とDC−IRチャンネルLPF
30の出力信号は、実際には、直流成分にわずかの交流
成分〈脈波信号)が重畳されている形であるから、任意
の時間のDC−RチャンネルLPF29とDC−IRチ
ャンネルLPF30のA−D変換値或は所定時間のDC
−RチャンネルLPF29.DC−IRチャンネルLP
F30のA−D変換値の平均値をもって、上述した式(
1)のDC−R,DC−IRとしても良い。
次に、A−D変換部31及びその周辺部分についての第
2実施例について説明する。一般に生体の脈波信号の強
さは、各個人あるいは被測定部位によっておおきく異な
る。しかるに、上述の第1実施例では、基準電圧部24
から出力される基準電圧は一種類しかなく、生体の脈波
信号の単位時間当たりの変化量の強さが、極端に大であ
る場合、或は小である場合には、不都合が生じる0例え
ば、脈波信号の単位時間当たりの変化量が大である場合
には、頻繁に比較回路部23から一致信号が出力される
。一方、脈波信号の単位時間当たりの変化量が小である
場合には、比較回路部23において、なかなか一致せず
、最悪の場合、全く一致しない場合がありうる。この問
題は、複数の基準電圧を用意することで解消できる。
第7図に第2実施例の構成を示す。なお、第2実鎌例の
説明に不要な部分は省略してる。基準電圧部24は、複
数の基準電圧を発生できるようになっており、これらの
電圧の切換えは、演算・制御部32によって行われる。
なお、本実施例においては、基準電圧の種類として4種
類を用意している。更に、Rチャンネル差動回路2oと
AC差分S−8部26の間に新たにRチャンネルAC増
幅部を追加する。このRチャンネルAC増幅部38は、
基準電圧部24の4種類の基準電圧に対応して、4種類
の増幅率を切換えることができる。
すなわち、IRRチヤンネル側脈波信号のAC成分が、
小である場合には、基準電圧部24の出力電圧は小が選
択される。同時にRチャンネルAC増幅部38の増幅率
は大が選択される。これは上述したように、IRRチヤ
ンネル側脈波信号のAc4分が小である場合には、Rチ
ャンネル側の脈波信号のAC成分ち小であるがらである
。逆に、IRRチヤンネル側脈波信号のAC成分が大で
ある場合には、基準電圧部24の出力電圧は大が選択さ
れ、RチャンネルAC増幅部38の増幅率は小が選択さ
れる。尚、Rチャンネルの脈波信号のDC成分とIRチ
ャンネルの脈波信号のDC成分を、光量制御部3によっ
て所定の範囲内の比に調整するために、Rチャンネル側
の脈波信号のAC成分とIRチャンネル側の脈波信号の
AC成分の比は、一定の範囲内に納まる。FIG. 1 shows an embodiment of the present invention.
is a light source that emits red light. This light source 1 performs calculations and
It lights up when the clock Φ1 (FIG. 2a) output from the control section 32 is ON. 2 is a light source that emits infrared light. This light source 2 lights up when the clock Φ2 (FIG. 2 b) output from the calculation/control unit 32 is ON.
Φ3 shown in is a clock for dark current sampling of the photometry means, and the clock Φ1. Φ2. As shown in FIG. 2 a, b, and c, Φ3 is transmitted by the arithmetic/control unit 32 at 1/3 duty (or lower duty), and Φ1 transmits the light from the light source 1, and Φ2 transmits the light from the light source 1. The light from light source 2,
Φ3 is used as a timing signal when both light source 1 and light source 2 are turned off to measure the influence of external light other than the light source (dark light), that is, the background. 3 is a light amount adjustment section, and a calculation/control section 32, the light source 2
In this embodiment, the infrared light source 2
However, the purpose of adjusting the light amount is to irradiate the measurement site with the light emitted from light source 1 and light source 2, and to adjust the amount of transmitted light or light that is transmitted or reflected from the measurement site. The objective is to ensure that the difference in intensity between two reflected lights falls within a predetermined range, thereby simplifying the configuration and operation of a subsequent processing circuit. Therefore, the light quantity control may be performed using either one or both of the two types of light sources. The light is received and output as an electrical signal. Reference numeral 5 denotes an IV converting section which converts the output current of the light receiving section 4 into a voltage signal and outputs a signal as shown in FIG. 2d. Note that the I-V converter 5
It is better to install it as close as possible to the light receiving part 4 in order to improve the resistance to external noise. 6 is a DC amplification part,
−■ A signal obtained by subtracting the output of the dark light sample and hold (S-H) section 7 (FIG. 2 e) that samples the signal using clock Φ3 from the output of the converter 5 (FIG. 2 d) (FIG. 2 f) The dark light S-H section 7 holds the output of the DC amplification section 6 during the period when both the light source 1 and the light source 2 are off.The timing of this sample and hold is determined by the arithmetic/control section. 32
8 is a DC amplification gain adjustment section which adjusts the gain of the DC amplification section 7 using a DC gain adjustment signal from the arithmetic/control section 32. Adjustment is made so that the output signal strength of the DC amplifying section 7 falls within a certain range. The signal strength of the pulse wave signal varies greatly depending on the measurement site or person.
It is necessary to adjust the signal strength so that it falls within an appropriate range, and the above adjustment is performed by adjusting the gain of the DC amplification section 7. 9 is LPF (low pass filter), D
High frequency noise is removed from the output signal of the C amplification section 6. The output signal of the DC amplifier section 7 from which high frequency noise has been removed is sent to the DC-R channel S-8 section 27 and the DC-IR3-8
The detection signals of red light and infrared light are respectively clocked Φ1. Sampling is performed when Φ2 is ON, and held when Φ2 is OFF. That is, in synchronization with the lighting timing of light source 1, the DCR channel S-8 unit 27 samples red light, and in synchronization with the lighting timing of light source 2,
The DC-IR channel S-8 section 28 performs sampling of infrared light.
Figure 3 shows the output signal of the DC-IR channel S-8 section 28. 29 is a DC-R channel LPF, 30 is a DC-IR channel LPF, and The output signals of the channel S-8 section 27 and the IR channel S/8 section 28 are subjected to low-pass filtering processing to obtain a pulse wave signal used for calculating the amount of change in the pulse wave signal. This signal is expressed by the above formula (61, (71, etc.),
Signal [I]λ1 used for denominator. [I] becomes λ2. IO is an HPF (bypass filter) that cuts low frequency noise and extracts the alternating current component of the pulse wave signal, and is the main part of the present invention. An example of an HPFIO circuit is shown in FIG. Note that the cutoff frequency switching portion is omitted in this circuit diagram. Analog switch SW1. SW2 is
1 during each clock. ON, O by clock Φ2
It will be FF. When the clock Φl is ON, that is, when the light source l is on, the operational amplifier and C
1, R1, R2, and R3 constitute a bypass filter. Similarly, when the clock Φ2 is ON, the light source 2 is in a lighting state, and in FIG.
, R2, and R3 constitute a bypass filter. That is, bypass filtering processing is performed in a time-division manner. The output signal of the HPF 10 at this time is as shown in FIG. Reference numeral 11 denotes a frequency adjustment section, which adjusts the limit frequency to be cut by the HPF 10 under the control of the calculation/control section 32. 12 is an AC amplification section, which amplifies the pulse wave signal (Fig. 4) output from ) , adjusts the 12 gains on the ACC amplification under the control of the arithmetic/control unit 32. 14 is the R (red light) channel S-H section, and 15 is the IR (
Infrared light) channel S-H section, ACC amplification upper 12
The output signals (FIG. 4) are clocked Φ1. Φ2 is ON
By sampling when OFF and holding when OFF, the R channel pulse wave signal (Figure 5a) and the IR channel pulse wave signal (Figure 5b) are separated and sampled and held.16 17 is the R channel LPF, and 17 is the IRR channel AC.
Channel S-8 section 14 and IR channel S-8 section 1
The output signal of step 5 is subjected to low-pass filtering processing to obtain the AC component of the pulse wave signal used for calculating the amount of change in the pulse wave signal. Figures 5a and 5b show the R channel LPF 16. I
An example of an output signal of the R channel LPF 17 is shown. Next, R channel LPF16. IR channel LPF
The amount of change per time is calculated from the output signal of No. 17, and in this embodiment, the amount of change in the R channel is measured when the amount of change in the IR channel reaches a predetermined value. This is because P in equation (8) or equation (9) described below has a change in infrared light in the denominator, so the calculation is simplified by keeping the amount of change in the IR channel constant. First, the operation of the timing circuit 25 that controls sampling and holding of the amount of change will be explained. The output signal (FIG. 5 d) of the IR channel differential circuit 21 is converted into an absolute value by the absolute value circuit 22, and the absolute value is compared with the output signal (reference voltage) of the reference voltage section 24 by the comparison circuit section 23, When the output of the absolute value circuit 22 and the reference voltage match, a match signal is transmitted from the comparison circuit 23.The timing circuit 25 transmits the -
Sample and hold signals tl and t2 (
Disseminate Figure 5. When a coincidence signal is issued, the sample and hold signal t1 becomes an ON (sampling) signal at first, and the R channel AC-8-8 section 18. Sent to IRR channel AC8-8 part 19, R channel AC-3
-8 part 18, IRR channel AC5-8 part 19 is L
The output signals of PF16 and 17 are sampled. The sample hold signal t1 immediately becomes an OFF (hold) signal, and the sampled signal is transferred to the comparison circuit section 23.
It is held until a match signal is output from . The sample hold signal t2 becomes 0FF (hold) due to the coincidence signal.
signal, R channel S-8 section 40. IRR channel AC8/H section 41. AC difference S-8 section 26, R channel S-8 section 40. IR channel D-C-
5.H part 41. The AC difference S-8 section 26 includes an LPF 29.
The output signals of 30 and the differential circuit 20 are A-D converted by an A-D converter 31 and sampled and held until they are sent to an arithmetic/control section 32 . FIGS. 5c and 5d show the R channel differential circuit 20. A signal output from the rR channel differential circuit 21 is shown. The calculation/control unit 32 converts the output of the AC-3/8 unit 26 into A-
D conversion result (AC-R) and R channel D
The result of A-D conversion of the output of the CS-8 section 40 (DC
-R) and the result of A-D conversion of the output of the IR channel DC-3-8 section 41 (DC-I R), calculate P using the following formula, and use the value of P to calculate the above-mentioned Arterial blood oxygen saturation is determined by equation (8) or the like. P= [(AC-R)/(DC-R)]/[K/
(DC-I R) Co......Formula (9) Here, K is the pre-calculated A of the reference voltage section 24.
−D conversion value. The calculation/control unit 32 controls each part as described above, and also calculates arterial blood oxygen saturation (SaO2).
Furthermore, the results are displayed on the display section 34 and the data output section 3
5, the data is output to an external device and stored in the data memory section 36. Reference numeral 33 denotes an operation input section for setting various setting values, such as the alarm limit value of 5a02. In the above embodiment, the DC-R channel LP
F27. The outputs of the DC-IR channel LPF 28 are sent to the R channel DC-3-8 section 40 . IR channel DC-3-8 part 4
However, the sample and hold signal t2 immediately changes the outputs of the DC-R channel LPF section 29 and the DC-I R channel LPF 30 to A-1.
If controlled to perform D conversion, the above R channel DC
-3-8 part 40. It is also possible to omit the IR channel DC-8/8 section 41. In addition, the DC-R channel LPF section 29 and the DC-IR channel LPF section 29
The output signal of 30 is actually in the form of a slight alternating current component (pulse wave signal) superimposed on a direct current component, so the output signal of DC-R channel LPF 29 and DC-IR channel LPF 30 at any given time D-conversion value or DC for a predetermined time
-R channel LPF29. DC-IR channel LP
Using the average value of the A-D conversion values of F30, the above formula (
1) may be used as DC-R or DC-IR. Next, a second embodiment of the A-D converter 31 and its surrounding parts will be described. Generally, the strength of the pulse wave signal of a living body varies greatly depending on the individual or the part to be measured. However, in the first embodiment described above, the reference voltage section 24
There is only one type of reference voltage output from the voltage source, and if the strength of the change per unit time of the pulse wave signal of the living body is extremely large or small, problems may occur. When the amount of change in the pulse wave signal per unit time is large, the comparison circuit 23 frequently outputs a coincidence signal. On the other hand, if the amount of change in the pulse wave signal per unit time is small, it will be difficult for the comparison circuit section 23 to match them, and in the worst case, they may not match at all. This problem can be solved by providing multiple reference voltages. FIG. 7 shows the configuration of the second embodiment. Note that parts unnecessary for the explanation of the second sickle example are omitted. The reference voltage unit 24 is capable of generating a plurality of reference voltages, and switching between these voltages is performed by the calculation/control unit 32. In this embodiment, four types of reference voltages are prepared. Furthermore, a new R channel AC amplifier section is added between the R channel differential circuit 2o and the AC difference S-8 section 26. This R channel AC amplification section 38 is
Four types of amplification factors can be switched corresponding to four types of reference voltages of the reference voltage section 24. That is, the AC component of the IRR channel side pulse wave signal is
If the voltage is small, the output voltage of the reference voltage unit 24 is selected to be small. At the same time, the amplification factor of the R channel AC amplifying section 38 is selected to be large. This is because, as described above, when the AC component of the pulse wave signal on the IRR channel side is small, the AC component of the pulse wave signal on the R channel side is also small. Conversely, when the AC component of the IRR channel side pulse wave signal is large, the output voltage of the reference voltage section 24 is selected to be large, and the amplification factor of the R channel AC amplifier section 38 is selected to be small. Note that in order to adjust the ratio of the DC component of the pulse wave signal of the R channel and the DC component of the pulse wave signal of the IR channel to a ratio within a predetermined range by the light amount control unit 3, the AC component of the pulse wave signal of the R channel side is The ratio of the AC component of the pulse wave signal on the IR channel side and the AC component of the pulse wave signal on the IR channel side falls within a certain range.
本発明によれば、脈波信号の差(変化量)を、脈波信号
から変動成分だけを取出して増幅した信号から求めるよ
うにしたことで、脈波信号の変化量の有効桁数が脈波信
号の有効桁数と比較して適当な大きさとなり、S/N比
が向上し、酸素飽和度の測定精度が高くなった。According to the present invention, the difference (amount of change) in the pulse wave signal is obtained from a signal obtained by extracting only the fluctuation component from the pulse wave signal and amplifying it, so that the number of effective digits of the amount of change in the pulse wave signal can be increased. The size was appropriate compared to the number of effective digits of the wave signal, the S/N ratio was improved, and the accuracy of oxygen saturation measurement was increased.
第1図は本発明の一実施例の構成図、第2図は上記実8
1例のクロック信号及び脈波信号図、第3図は上記実施
例のDC−R(IR>チャンネルS・H部の出力信号図
、第4図は上記実施例のHPFの出力信号図、第5図は
上記実施例のR(IR)チャンネルLPFの出力信号図
及びR(IR)チャンネル差動回路出力信号図及びサン
プルホールド信号図、第6図は上記実施例のHPFの一
回路例図、第7図はA−D変換部31及びその周辺部分
についての第2実施例の構成図、第8図は従来例の構成
図である。
1・・・赤色光光源、2・・・赤外光光源、3・・・光
量調整部、4・・・受光部、5・・・I−V変換部、6
・・・DC増幅部、7・・・ダーク光S−H部、8・・
・DC増幅ゲイン調整部、9・・・LPF、1o・・・
HPF、11・・・周波数調整部、12・・・AC増幅
部、13・・・AC増幅ゲイン調整部、14・・・R(
赤色光)チャンネルS・H部、15・・・IR(赤外光
〉チャンネルS−H部、16・・・RチャンネルLPF
、17・・・IRチャンネルL P F、1B・Rチャ
ンネルAc−5−H部、19−I RチャンネルAC−
S −H部、2゜・・・Rチャンネル差動回路、21・
・・IRチャンネル差動回路、22・・・絶対値回路、
23・・・比較回路部、24・・・基準電圧部、25・
・・タイミング回路、26・・・AC差分S−H部、2
7・・・DC−Rチャンネルs−H部、28−DC−I
Rチャ7ネルS−H部、29・DC−RチャンネルLP
F、30 ・DC−IRチャンネルLPF、31・・・
A−D変換部、32・・・演算・制御部32.33・・
・操作入力部、34・・・表示部、
35・・・データ出力部、
36・・・デー
タメモリ部。FIG. 1 is a configuration diagram of an embodiment of the present invention, and FIG. 2 is a diagram of the above-mentioned embodiment.
FIG. 3 is an output signal diagram of the DC-R (IR>channel S/H section) of the above embodiment. FIG. 4 is an output signal diagram of the HPF of the above embodiment. 5 is an output signal diagram of the R (IR) channel LPF of the above embodiment, an output signal diagram of the R (IR) channel differential circuit, and a sample hold signal diagram, and FIG. 6 is an example circuit diagram of the HPF of the above embodiment, Fig. 7 is a block diagram of a second embodiment of the A-D converter 31 and its surrounding parts, and Fig. 8 is a block diagram of a conventional example. 1... Red light source, 2... Infrared light source. Light source, 3... Light amount adjustment section, 4... Light receiving section, 5... I-V conversion section, 6
...DC amplifier section, 7...Dark light S-H section, 8...
・DC amplification gain adjustment section, 9...LPF, 1o...
HPF, 11... Frequency adjustment section, 12... AC amplification section, 13... AC amplification gain adjustment section, 14... R (
Red light) channel S/H section, 15...IR (infrared light) channel S-H section, 16...R channel LPF
, 17...IR channel LPF, 1B/R channel Ac-5-H section, 19-IR channel AC-
S-H section, 2°...R channel differential circuit, 21.
...IR channel differential circuit, 22...absolute value circuit,
23... Comparison circuit section, 24... Reference voltage section, 25.
...Timing circuit, 26...AC differential S-H section, 2
7...DC-R channel s-H section, 28-DC-I
R channel 7 channel S-H section, 29/DC-R channel LP
F, 30 ・DC-IR channel LPF, 31...
A-D conversion section, 32... calculation/control section 32, 33...
- Operation input section, 34... Display section, 35... Data output section, 36... Data memory section.
Claims (3)
発光手段と、上記発光手段から生体測定部位に照射され
生体測定部位で透過或は反射した光を受光し受光した光
を電気信号に変換する受光手段と、受光手段の出力信号
を上記光源別にサンプルホールドするサンプルホールド
手段Aと、受光手段の出力信号から各光源別の脈波交流
成分だけを取り出し増幅する手段と、増幅した各交流成
分をサンプルホールドする光源別のサンプルホールド手
段Bと、上記手段Bにホールドされた信号とその後の交
流成分との差を光源別に演算する差分回路と、上記各差
分回路の出力と前記サンプルホールド手段Aの出力信号
とから酸素飽和度を算出するディジタル演算手段とを備
えたことを特徴とするオキシメーター。(1) At least two light emitting means that emit light with different wavelength distributions, receiving light that is irradiated from the light emitting means onto a biological measurement site, transmitted or reflected by the biological measurement site, and converting the received light into an electrical signal. A light receiving means, a sample holding means A for sampling and holding the output signal of the light receiving means for each light source, a means for extracting and amplifying only the pulse wave AC component for each light source from the output signal of the light receiving means, and a means for extracting and amplifying each pulse wave AC component for each light source from the output signal of the light receiving means; Sample and hold means B for each light source to sample and hold; a difference circuit that calculates the difference between the signal held in the means B and the subsequent alternating current component for each light source; An oximeter characterized by comprising an output signal and digital calculation means for calculating oxygen saturation.
回路に接続され、その出力が所定の値と一致することを
検出する検出手段を備え、上記ディジタル演算手段は、
上記検出回路が検出する一致のタイミングに応じて、他
方の差分回路の出力及びサンプルホールド手段Aの出力
をAD変換して酸素飽和度を算出することを特徴とする
請求項(1)に記載のオキシメーター。(2) The digital calculation means further includes a detection means that is connected to one of the difference circuits for each light source and detects that the output thereof matches a predetermined value.
The oxygen saturation level is calculated by AD converting the output of the other difference circuit and the output of the sample hold means A according to the timing of coincidence detected by the detection circuit. oximeter.
発光手段と、上記発光手段から生体測定部位に照射され
生体測定部位で透過或は反射した光を受光し受光した光
を電気信号に変換する受光手段と、受光手段の出力信号
から各光源別の脈波交流成分だけを取り出し増幅する手
段と、増幅した各交流成分をサンプルホールドする光源
別のサンプルホールド手段と、上記サンプルホールド手
段にホールドされた信号とその後の交流成分との差を光
源別に演算する差分回路と、一方の差分回路に接続され
その出力が所定の値と一致することを検出する検出手段
と、上記検出回路が検出する一致のタイミングに応じて
光源別の受光手段の出力信号と他方の差分回路の出力信
号とにより酸素飽和度を算出する算出手段を備えたこと
を特徴とするオキシメーター。(3) at least two light emitting means that emit light with different wavelength distributions; receiving light that is irradiated from the light emitting means onto a biological measurement site, transmitted or reflected by the biological measurement site; and converting the received light into an electrical signal; a light receiving means, a means for extracting and amplifying only the pulse wave alternating current component for each light source from the output signal of the light receiving means, a sample holding means for each light source for sampling and holding each amplified alternating current component, and a pulse wave AC component held by the sample holding means. a difference circuit that calculates the difference between the received signal and the subsequent alternating current component for each light source; a detection means that is connected to one of the difference circuits and detects that the output matches a predetermined value; An oximeter comprising a calculation means for calculating oxygen saturation based on the output signal of the light receiving means for each light source and the output signal of the other differential circuit according to the timing of the oximeter.
Priority Applications (1)
Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
---|---|---|---|
JP1226446A JPH0386152A (en) | 1989-08-31 | 1989-08-31 | Oxymeter |
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