KR960010977B1 - 옥시메터 시스템 - Google Patents

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KR960010977B1
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더블유.후드 2세 러시
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크리티컨 인코포레이티드
오드리 에이.시암포세르 2세
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Abstract

내용 없음.

Description

옥시메터 시스템
제1 내지 3도는 본 발명의 원리에 따른 주파수 멀피플렉싱이 제1a,1b,2a,3a 및 6도의 파형의 이용으로부터 유발된 스펙트럼의 도시도.
제1a,1b,2a,3a도는 본 발명의 파형도.
제4도는 제2 및 제3도의 파형에 대한 대역통과필터의 응답도.
제4a도는 제2도의 스펙트럼 일부 확대도.
제5도는 LED의 백-투-백 구성도.
제6도는 제2도 및 3도의 스펙트럼 특성 파형도.
제7도는 본 발명의 양호한 실시예의 도시도.
제8도는 제7a 내지 7b도의 배치 설명에 이동된 파형도.
* 도면의 주요부분에 대한 부호의 설명
22,24 : 분할기 32,34 : 정류 다이오드
40 : 2진 카운터 42,44 : J-K플립플롭
50,52,56,58 : 구동 트랜지스터 60 : 포토 다이오드
76,78 : 증폭기 T1,T2,T3: 변압기.
본 발명은 혈액 산화 레벨을 측정하는 옥시메터에 관한 것으로, 특히 펄스 옥시메트리용 혈량계 시스템에 관한 것이다.
펄스 옥시메터는 동맥 혈액의 흐르는 주몸체부를 통해 서로 다른 두 광 파장을 전달함으로써 혈액의 옥시겐 레벨을 측정한다.
통상적으로 이것은 손가락 또는 귓볼일 수 있다. 몸체를 통해 전달되는 광은 맥동 혈액 흐름기능인 전류를 발생시키는 광 검출기에 의해 검출된다. 각각의 광파장에 응답하여 발생된 전류는 측정되며, 이런 측정치는 혈액의 옥시겐 내용물의 조건을 형성하도록 비어 법칙과 같은 공지된 알고리즘에 의해 조합된다.
측정에 이용된 센서가 전자 광장치이므로, 상기 센서는 다른 전자 및 광 에너지원으로부터 간섭 신호에 응답할 수 있다. 센서는 몸체를 통한 광 전도의 변화에 응답한다. 이런 생리적 효과는 DC 내지 50Hz 대역내의 주파수 성분을 포함한다. 그러나, 센서는 주변광에 응답하지 않는 것이 바람직하다. 따라서, 혈량계 시스템은 중요한 대역폭내의 생리적 신호를 검출할 시에 주변광을 제거한다.
간섭원의 제2카테고리는 다른 전기 장치이다. 전자 의료 기구와 같은 병원내의 다른 전기 장치는 혈량계 시스템이 잡아낼 수 있는 우선 주파수 신호를 발생시킬 수 있다. 이런 성질의 소스로부터의 간섭 신호에 대한 시스템의 강도를 최소화하는 것이 바람직하다.
전술된 간섭 신호를 제거하는 공지된 기술은 다른 의약 기구의 특성이나 인공광내에 제공되지 않는 주파수를 가진 신호에 의해 광원을 구동시킬 수 있다. 수신된 신호는 대역 외부의 신호를 제거하도록 대역통과 필터를 통해 통과되고, 필터된 신호는 그때 포락선 검출기에 의해 검출된다. 원치않는 신호의 제거에 유효할시에, 구동 신호에 의한 선택적인 광원의 에너지화는 검출기가 정확한 복조를 위한 구동 신호로 동기화되게 한다. 아래에 기술되는 바와 같이, 이런 배치는 수신기 대역폭의 바람직하지 않는 넓힘, 또는 광원 및 광 센서의 전기 절연을 복잡하게 하는 전기 접속을 필요로 한다.
본 발명의 원리에 따르면, 간섭 신호에 대한 혈량계 시스템의 응답은 센서의 광원의 변조를 통해 감소된다. 광원은 제각기 서로 수신된 신호를 구별하고, 검출된 신호에 대한 주변광으로부터 구별되는 특성으로 변조된다. 무선 주파수 간섭에 대한 시스템을 면역시키는 선택적인 대역폭을 통해 복조된다.
이하, 첨부된 도면을 참조로 하여 본원명에서를 더욱 상세히 설명하기로 한다.
종래 펄스 옥시메터 센서에 있어서, 발광 다이오드(LED)는 조직을 통해 광을 전달하는 광원으로 이용된다. LED의 이용은 신뢰성, 저 전압 요건 및 발광의 좁은 광 대역폭에 따르는 것이 바람직하다. 본 발명의 원리에 따르면, LED는 주변광(DC)의 주파수 범위 및 중요한 생리 신호(DC 내지 50Hz) 보다 높은 주파수로 스위치 온 및 오프된다.
광 검출기는 맥동 혈액흐름 표시 성분을 포함한 전송된 광과 생리적 신호를 수신하고, 또한 제공된 소정의 주변광을 수신한다. 광 검출기 신호는 스위치된 여기 신호의 상당한 성분 주파수로 동조되고, 생리적 신호와 유사한 대역폭을 나타내는 대역폭 필터에 의해 통과된다. 협대역 폭은 시스템이 필터 통과 대역 외부의 주파수로 간섭 신호를 제거하고, 주변광의 검출로부터 유발된 일정한(DC)성분을 포함한다. 필터 출력은 생리학적 신호로 진폭 변조된 정현파이다. 진폭 변조기는 생리학적 신호를 재생하는데 사용된다.
주파수 멀티플렉싱 기술은 시분할 멀티플렉싱의 통상 기술에 비해 상당히 진보된 것이다. 시분할 멀티플렉싱에서 LED는 비슷하게 온 오프 스위치되며, LED가 오프일때 수신된 광검출기 신호는 즉 대기중의 빛에 의해 발생된 신호는 LED가 온일때 수신되는 신호로부터 추출된다. 그러나, 온과 오프상태 사이의 위상 관계를 보존할 필요성 때문에, 수신기 대역폭은 DC로부터 여기 신호 주파수 이상까지 연장되어야만 한다. 그래서, 시분할 멀티플렉싱을 사용하는 수신기는 상기 전체 대역폭에 걸쳐서 광대역 노이즈에 응답한다.
제1도는 보면, 제1a도의 구형파 F1의 스펙트럼이 도시되어 있다. 이 스펙트럼은 구형파 F1의 단지 기수차 고조파 즉, F1, 3F1, 5F1등으로 구성된다. 구형파 F1이 구형파 F0와 같이 변조되면, 그 결과는 제2a도에 도시된 변조된 파형 F0×F1이다. 이 변조된 파형은 제2도에 도시된 스펙트럼을 갖고 있다. 제2도의 스펙트럼은 F1으로부터의 F0의 기수 고조파 즉 F1-F0, F1+F0등으로 간격을 두고 있는 상하단 측파대를 각각 갖고있는 F1구형파의 동일 기수 고조파로 구성된다. F1의 우수 고조파인 주파수에서는 F1의 조화뿐 아니라 변조 측파대도 나타나지 않는다.
펄스 옥시메트리에서 혈액 산화를 계산하는데 사용될 수 있는 신호 성분을 모으기 위하여 두 파장의 LEDs를 사용하는 것이 필요하다.
통상적으로, 하나의 LED는 적 파장으로 빛을 전송하고, 다른 LED는 적외선(IR) 파장으로 빛을 전송한다. 양 LED는 인가된 전류를 반전시키므로써 선택적으로 활성화되고 단지 두개의 연결 전도체만이 요구되게 제5도에 도시된 바와 같이 백-투-백 구성으로 옥시메터 센서내에 두개의 LED를 연결하는 것이 편리하다. 차동 전압 구동에 검출기 회로로 LED 구동 신호의 용량성 결합에 사용되면, LED 전도체에 아주 가까운 케이블이 최소화될 수 있다. 본 발명의 원리에 따르면, 한 LED는 제2도에 도시된 스펙트럼을 갖는 신호에 의해 구동될 것이다. 센서내의 제2LED는 제1b도의 F0구형파에 의해 변조되는 제2주파수의 구형파 F2에 의해 스위치된다. 이 변조의 결과는 제3a도에 도시된 F0×F2파형이다. 이 파형은 제3도에 도시된 바와 같은 스펙트럼을 갖고 있다. 이 스펙트럼은 F2으로부터의 F0의 기수 고조파로 간격을 두고 있는 상하단 측파대를 각각 갖고 있는 F2 및 3F2의 기수 고조파를 도시한다.
제2도의 스펙트럼이 F2에서의 성분을 갖고 있지 않고, 제3도의 스펙트럼이 F1에서의 성분을 갖고 있지 않는다면, 두 대역통과필터는 수신된 신호로부터 F1 및 F2 신호 성분을 분리시키는데 사용될 수 있다. 제4도는 두 원하는 신호를 분리시키는데 사용될 수 있는 두 필터의 응답을 도시하고 있다. F1에서 중심화된 대역통과 필터는 F0×F1파형에 의해 변조된 LED로부터의 빛의 전송에 대응하고, 2에 중심화된 대역통과 필터는 F1×F2파형에 의해 변조된 LED로부터의 빛의 전송에 대응할 것이다.
각각의 필터는 정보가 중앙 주파수의 측파대에 포함되기 때문에 생리학적 신호의 대역폭에 두배 즉 50Hz의 두배인 100Hz의 대역폭을 가져야만 한다. 상기 필터는 필터들의 각 중앙주파수 상하에 있는 F0의 구형파의 가장 가까운 변조 측파대를 배제하기에 충분히 좁아야만 한다.
이것은 제2도의 스펙트럼 일부의 확대도인 제4a도에 도시되어 있다. 이 스펙트럼은 대역 통과 필터의 중앙 주파수 F1 및 괄호로 표시된 범위의 필터 대역폭을 도시하고 있다.
F1-F0및 F1+F0측파대들은 필터통과 대역 밖에 있고, P1으로 표시된 생리학적 정보신호는 중앙 주파수의 측파대이며 통과 대역내에 포함되어 있다.
제2a 및 3a도의 여기 신호 파형은 제5도에 도시된 백-투-백형 LED에 의한 사용에는 적합하지 않다. 이는 LED가 연결되었을때 LEDs가 온되는 시간이 일치한다는 것은 물리적으로 불가능하기 때문이다. 제6도는 어떤 시간에 단지 하나의 LED만이 조사되는 동안 제2 및 3도의 스펙트럼 특성을 나타내는 파형을 도시하고 있다. 제6a-6c도의 구형파 F1,F2및 F0는 제6d 및 6c도의 여기 파형을 발생시키기 위해 연결된다. 특히, F0구형파는 시간 F0및 F1이 동시에 하이인때 마다 여기 펄스가 발생되게 F1구형파를 변조시키는데 사용된다. 이것은 제6d도에 도시된 여기 파형 F0×F1을 발생시킨다. F0구형파 인버스 즉 F0는 제6e도에 도시된 여기 파형 F0×F2를 발생시키기 위해 F2 구형파를 변조시키는데 사용된다. 그래서 변조 F0파형은 두 LED가 동시에 턴온될때가 없도록 F1및 F2여기 신호를 인터리브한다.
제7도를 보면, 본 발명의 원리에 따라 구성된 펄스 옥시메터의 센서와 변조 및 복조 섹션이 도시되어 있다. 환자의 전기적 위험을 최소화하기 위해서, 센서 전자 장치는 전기적으로 세변압기 T1,T2및 T3에 의해 프로세서 전자 장치로부터 졀연된다. 센서 전자 장치를 활성화하기 위해, 28.8KHz 클럭 신호는 클럭 신호의 소스(20)에 의해 단자(12)에 공급된다. 28.8KHz클럭 신호는 변압기 T3의 제1차 권선 P3을 구동하는 트랜지스터(14)를 스위치한다. 7.6볼트 기준 전위는 트랜지스터(14)와 증폭기(76,78) 및 결합된 회로용의 DC 전압 +V를 제공하기 위해 제1차 권선의 다른 단부에 접속된다.
28.8KHz 신호는 변압기 T3의 제2차 권선 S3에 접속되며 센서전자 장치의 졀연된 접지에 대해 중심으로 가늘어져 있다. 저항(30)은 제2차 권선 S3의 한 단부에 접속되고 센서 전자 장치용의 28.8KHz 클럭 기준 신호 φ를 제공한다. 정류 다이오드(32,34)는 센서 전자장치를 위한 DC공급전압 +6Vi를 발생하기 위해 권선 S3의 반대 단부에 접속된다. 정류된 공급 전압 +6Vi는 커패시터(36)에 의해 필터되며 제너다이오드(38)에 의해 안정화되고, 여러점에서 센서 전자 장치에 인가된다.
28.8KHz 기준신호 φ는 세 스테이지 2진 카운터의 입력과 J-K 플립플롭(42,44)의 클럭 입력에 인가된다. 이러한 디지탈 소자들은 본 발명에 따른 구동 트랜지스터(50)을 통해 LED(62,64)를 활성화하는 변조파형을 발생하기 위해 작용한다. 카운터(40)는 φ 신호의 정방향 천이상태를 변화시키며 실제로 2로 나누어진 출력에서 구형파를 발생한다. 제8도는 LED 활성화의 한 주기동안에 발생하는 파형을 나타낸다. 28.8KHz 기준신호 φ는 도면의 상단에 도시된다.
제1카운터 스테이지의 출력 Q0에서 출력신호, 14.4KHz 신호는 도면 아래에 도시되고 다음에 7.2KHz 파형이 Q1(제2스테이지)에 그리고 3.6KHz 파형의 Q2(제3스테이지)에 도시된다.
Q0,Q1및 Q2의 출력 파형은 φ 신호의 정진행 천이로 모두 스위치 됐다.
카운터(40)의 Q2출력은 J-K 플립플롭(42)의 리세트 입력에 접속되고, 카운터의 Q0출력은 플립플롭(44)의 J 및 K의 입력에 접속된다. 플립플롭(42)의 J 및 K 입력은 +6Vi 공급전압에 접속되고, 따라서 두 플립플롭은 예정된 조건으로 토글(toggle)될 것이다. 플립플롭(44)의 리세트 입력은 플립플롭(42)의 Q 출력에 접속된다.
J-K 플립플롭 부진행 클럭신호 천이상태를 변화시킨다.
제8도의 하부에 도시된 바와 같이 우선 7.2KHz 파형을 발생시키는 플립플롭(44)의 Q출력을 생각하자. LED 에너지화 주기의 초기에 두 플립플롭(42,44)은 리세트이다. 플립플롭(42)의 Q 출력은 하이이고, 플립플롭(44)의 리세트 입력에서 하이신호는 플립플롭(44)이 토글되게 한다. 시간 to에서 클럭신호 φ의 제1하강 엣지는 J 및 K입력에서 Q0신호가 로우이기 때문에, 플립플롭(44)을 토글하지 않는다. 그렇지만 시간 t1에서, Q0신호는 하이이고, 클럭신호 φ의 부진행 엣지는 플립플롭(44)의 세트 조건으로 토글된다. 시간 t2에서, 플립플롭 Q은 Q0신호가 다시 로우이기 때문에 상태를 변화시키지 않는다. 그러나, 시간 t3에서 Q0신호는 다시 하이이며, 클럭신호 φ는 플립플롭(44)의 리세트 조건으로 토글된다. 플립플롭(44)의 토글링은 플립플롭(44)의 Q출력에서 제8도의 하단에 도시된 파형과 Q출력에서 역을 발생한다.
플립플롭(44)이 토글되는 시간 동안에 플립플롭(42)은 리세트 입력에서 로우 Q2신호때문에 스위칭으로 부터 방해된다. 이러한 조건은 Q2신호가 하이로 갈때 시간 t4에서 종료되고, 이후에 플립플롭(42)은 토클된다. 플립플롭(42)은 제8도의 두번째 선에 도시된 바와 같이 플립플롭(44)의 7.2KHz 펄스와 맞추어 사이에 낀 14.4KHz 파형을 발생한다.
시간 t5에서, 클럭신호 φ는 세트조건으로 플립플롭(42)을 토글한다. 플립플롭(44)은 Q0신호가 로우이기 때문에 이시간에 세트되지 않는다. 플립플롭(42)이 세트될때, Q 출력에서 로우신호는 플립플롭(44)를 리세트 조건으로 홀드한다. 시간 t6에서 클럭신호 φ는 리세트 상태로 플립플롭(42)를 토글한다. Q0신호가 이때에 하이일지라도, 플립플롭(44)은 플립플롭(42)의 로우 Q 신호가 클럭신호 φ의 천이 동안에 리세트 조건으로 플립플롭(44)를 홀드하기 때문에 세트되지 않는다. 클럭신호 φ에 의해 플립플롭의 동시 클럭킹은 제어된 레이스 조건을 세트업하므로써 클럭신호 φ는 플립플롭(44)의 리세트 입력에서 여전히 로우신호이므로 클럭 천이의 순간에서 플립플롭(44)을 토글할 수 없다.
시간 t7에서, 플립플롭(42)은 시간 t5와 t6에서처럼 다시 토글되며 플립플롭(42)은 시간 t6에서 처럼 리세트 상태로 토글된다. 플립플롭(44)은 시간 t5와 t6에 인가된 것과 동일한 이유로 인해 다음 시간에서 스위치 되지 않는다. 마지막으로 시간 t9에서 Q2신호는 로우로 진행된다. 플립플롭(42)은 일단 다시 억제되며 주기는 반복한다.
플립-플롭(42)의 Q출력단은 구동 트랜지스터(52)의 베이스에 연결되고, Q 출력단은 구동 트랜지스터(58)의 베이스에 연결된다. 플립-플롭(44)의 Q 출력단은 구동 트랜지스터(56)의 베이스에 연결되고, Q 출력단은 구동 트랜지스터의 베이스에 연결된다. +6Vi 공급전압은 LEDs(62) 및 (64)에 구동전류용 소오스 트랜지스터인 트랜지스터(52) 및 (56)의 콜렉터에 인가된다. 트랜지스터(54) 및 (56)의 콜렉터는 센서 전자 장치의 절연한 접지에 연결되기 때문에 상기 트랜지스터는 LED 전류를 싱크시킨다. 트랜지스터(56) 및 (58)의 에미터는 서로다른 LED 커넥터에 연결된다. 맞대어 연결된 LEDs(62) 및 (64)는 각각 결합된 에미터에 분리적으로 접속된다.
동작에 있어서, 플립-플롭(42)의 Q 출력신호가 변조된 14.4KHz 파형을 가진 LEDs 중 하나를 구동하기 위해 하이가 될때, Q출력 신호는 LED(64)의 애노드 및 LED(62)의 캐소드에 전류통로를 제공하기 위해 트랜지스터(52)상에 턴온한다. 트랜지스터(54)는 플립-플롭(44)의 Q 출력단으로부터 하이신호에 의해 상기 시간으로 턴-오프하며, 트랜지스터(56)은 플립-플롭(44)의 로우신호에 의해 턴-오프된다. 플립-플롭(42)의 Q 출력단에서 로우 Q 신호는 상기 시간으로 트랜지스터(58)상에 턴온하며, 트랜지스터(58)는 트랜지스터(52)에 의하여 제공된 신전류를 이와 같이 싱크시킬 것이다. 이와 같은 전류의 흐름은 +6Vi 공급으로부터 트랜지스터(52), LEDs 및 트랜지스터(58)를 통하여 절연접지에 흐른다. 전류흐름의 상기 방향은 순방향 바이어스 LED(64)이면 턴온되고, 역방향 바이어스 LED(62)일때 오프된다. LED(64)는 변조된 14.4KHz 속도로 적당히 조명된다.
유사한 방법으로, 플립-플롭(44)의 Q출력단은 변조된 7.2KHz 파형으로 LED(62)를 구동하기 위해 높게 될때, 트랜지시터(56)은 LED(62)에 애노드 및 LED(64)의 캐소드에 전류원으로 턴-온한다.
트랜지스터(52) 및 (58)은 플립-플롭(42)의 Q 및 Q 출력단에 로우 및 하이신호 때문에 상기 시간에서 전도하지 않는다. 플립-플롭(44)의 Q 출력단에서 로우신호는 LEDs로부터 전류를 싱크하기 위해 트랜지스터(54)를 턴-온한다. 상기 전류통로는 LED(62)를 순방향 바이어스하여 전도시키고, LED(64)를 역방향 바이어스하여 7.2KHz 속도로 LED(62)를 조명한다.
LED에 의해 방사되는 광은 환자의 피부를 통과하여 포토다이오드(60)에 의해 수신된다. 포토다이오드(60)은 역시 커넥터에 의해 센서 전자장치에 분리적으로 접속된다. 포토다이오드(60)는 커넥터의 한 측면과 변압기 T1및 T2의 직렬 접속된 1차 코일권선 P1및 P2및 저항(70)을 통해 절연접지에 DC통로를 제공한 커넥터의 다른 측면으로 +6Vi 공급전압에 의해 활성화 한다. 포토다이오드 커넥터에 공급한 전압은 커패시터(71)로 필터된다.
포토다이오드(60)는 LEDs(62) 및 (64)에 의해 일으킨 광 펄스에 응답하여 교류 신호를 일으킨다. 교류 신호는 생리적 정보에 의해 변조된 두 성분을 갖는다.
즉, LED(62)로부터 광 펄스에 의해 개선된 7.2성분, 및 LED(64)로부터 광 펄스에 의해 개선된 14.4KHz 성분이다. 상기 두 주파수 성분을 변압기 T1및 T2에 의해 분리된다. 커패시터(72)는 공진 주파수 7.2KHz로 동조회로를 형성하기 위해 변압기 T2의 2차 권선 S2양단에 연결된다. 커패시터(74)는 공진주파수 14.4KHz로 동조회로를 형성하기 위해 변압기(T1)의 2차 권선 S1양단에 연결된다.
따라서, 포토다이오드(60)으로부터 합성 교류신호는 두 변압기의 1차측에 인가되지만, 상기 2차 동조회로는 상기 각각의 공진주파수에 응답하는 주파수 성분에만 응답한다. 바람직한 실시예에 있어서 각각의 동조 회로의 대역폭은 대역밖의 간섭에 면역을 제공하는 동안 관심있는 생리학적 대역에서 상기 신호에 응답하기 위해 대략 60KHz가 된다. 변압기 결합링은 센서 전자장치 및 프로세서 전자장치 사이에 DC 분리를 제공한다.
상기 두 동조회로는 각각의 증폭기(76) 및 (78)의 비반전 입력단에 연결된다. 증폭기는 네거티브피드백을 제공하기 위해 연결된 이득결정 저항(84,86,92 및 94)를 가지며, 두 증폭기는 +V 전압 공급 및 프로세서 접지간에 접속된 저항(80) 및 (82)에 의해 DC 바이어스된다. 또한 저항 회로망은 증폭기의 입력을 각각의 동조회로 반대측에 DC 기준을 제공한다. 증폭기(76)는 증폭된 주파수 7.2KHz 신호성분 및 그것의 출력단에 생리학적 정보신호를 제공하며, 증폭기(78)는 증폭된 14.4KHz 신호성분 및 생리학적 정보신호를 제공한다.
증폭된 신호성분은 생리학적 정보를 회복하도록 복조기(100) 및 (102) 진폭에 의해 복조된다. 28.8KHz의 클럭신호는 복조기(102)용 14.4KHz 혼합신호를 일으키도록 분할기(22)에 의해 분할되며, 그것에 의하여 LED(64)로부터 진폭 변조된 생리학적 정보 신호의 검출을 가능케 한다. 분할기(22)에 의해 제공된 신호는 다시 복조기(100)용 7.2KHz 기준신호를 일으키도록 분할기(24)에 의해 2개로 분할된다.
상기는 LED(62)로부터 진폭 변조된 생리학적 정보 신호의 복조를 가능케 한다. 도면상에서 RED 및 IR로 표시된 복조된 정보신호는 이제 혼합신호를 제거하도록 필터되며 혈액 산화의 레벨을 계산하기 위해 옥시메터 프로세서로 전송된다.
제7도의 장치는 변압기 T3의 DC 분리된 (센서)측에 변조된 LED 구동신호를 제공한다. 두개의 원하는 신호성분의 분리는 변압기 T1및 T2를 동조함으로서 수행되며 유사하게 센서에 DC 분리를 제공한다.
만약 LED 구동신호(특히 Q2)의 상태가 변압기의 프로세서 측에 알려져 있다면, 단일 복조기가 시분할 멀티플렉싱 방식에 따라 수신된 신호를 복조하는데 이용될 수 있다.
이쨌든, 상기 정보를 복조기의 뒤에 결합하는 것은 변압기를 더 필요로 하여 바람직하지 않다. 제7도의 장치는 단지 3개의 변압기로 모든 신호 요구치 및 DC 분리를 양호하게 제공한다. 프로세서측에 대해서 보면, 변압기 T3는 활성화 신호 및 자유활동 클럭신호를 분리된 센서 저장장치에 제공한다. LED 구동신호는 시스템의 프로세서측에 대하여 비동기적으로 변조되며, LED 파장 구별은 변압기 T1및 T3의 공진 제2권선에 의해 수행된다. 또다른 디코딩이나 장치의 분리된 구획사이의 구별은 필요치 않다.

Claims (9)

  1. 제1 및 제2제어가능 광원 및 상기 광원으로부터 광 수선에 응답하여 전기 신호를 발생시키기 위한 광 수신기 수단을 구비하는 옥시메터 시스템에 있어서, 제2주파수로 변조되는 제1주파수 신호 및 상기 제2주파수로 변조되는 제3주파수 신호를 발생시키기 위한 수단과, 상기 제1변조 신호에 응답하여 상기 제1광원을 활성화시키며, 상기 제3변조 신호에 응답하여 상기 제2광원을 활성화시키기 위한 수단과, 상기 제1주파수 신호 성분을 포함하는 제4신호를 발생시키며, 상기 제3주파수 신호 성분을 포함하는 제5신호를 발생시키기 위해 상기 전기 신호에 응답하는 수단과, 상기 제4 및 제5신호를 복조시키기 위한 수단을 구비하는 것을 특징으로 하는 옥시메터 시스템.
  2. 제1항에 있어서, 상기 전기 신호는 생리학적 정보 신호를 포함하며, 상기 제4 및 제5신호는 생리학적 정보 신호의 대역에 해당하는 주파수 대역을 나타내는 것을 특징으로 하는 옥시메터 시스템.
  3. 제2항에 있어서, 상기 제4 및 제5신호 발생 수단은 상기 제1 및 제3주파수에서 공명하는 동조회로 수단을 포함하는 것을 특징으로 하는 옥시메터 시스템.
  4. 제3항에 있어서, 상기 복조 수단은 생리학적 정보 신호를 발생시키기 위해 상기 제1 및 제3주파수를 포함하는 기준 신호에 응답하는 진폭 복조 수단을 구비하는 것을 특징으로 하는 옥시메터 시스템.
  5. 옥시메터 시스템에 있어서, 제1 및 제2반송파 신호를 발생시키기 위한 수단과, 타임인터러브 방식으로 상기 반송파 신호를 진폭 변조시키는 수단과, 상기 변조된 반송파 신호에 의해 각각 제어되는 제1 및 제2제어가능 광원과, 상기 반송파 신호 및 생리학적 정보 신호를 포함하는 전기 신호를 발생시키기 위해 생리학적 현상을 받는 상기 광원으로부터의 광에 응답하는 수단과, 상기 반송파 신호 및 바람직하지 않은 신호 성분으로부터의 생리학적 정보 신호를 분리하기 위한 수단과, 상기 생리학적 정보 신호를 복구하기 위해 상기 반송파 신호 및 생리학적 정보 신호를 복조하기 위한 수단을 구비하는 것을 특징으로 하는 옥시메터 시스템.
  6. 최소한 하나의 제어가능 광원과, 상기 광원으로부터의 광 수신에 응답하여 전기 신호를 발생시키기 위한 광 수신기 수단을 포함하는 옥시메터 시스템에 있어서, 주파수 기준 신호원과, 변조된 파형 발생 수단과, 직류 분리 방법으로 상기 변조된 파형 발생 수단에 상기 기준 신호를 결합시키기 위한 수단과, 상기 변조된 파형에 응답하여 상기 광원을 활성화시키기 위한 수단과, 상기 변조된 파형의 주파수를 포함하는 상기 전기 신호의 성분을 복조시키기 위한 복조 수단과, 직류 분리 방법으로 상기 복조 수단에 상기 전기 신호를 결합시키기 위한 수단을 구비하는 것을 특징으로 하는 옥시메터 시스템.
  7. 제6항에 있어서, 상기 변조된 파형의 주파수를 포함하는 전기 신호의 성분을 분리시키기 위해 상기 전기 신호에 응답하는 수단을 더 구비하는 것을 특징으로 하는 옥시메터 시스템.
  8. 제7항에 있어서, 상기 분리 수단은 동조 회로를 구비하는 것을 특징으로 하는 옥시메터 시스템.
  9. 제7항에 있어서, 상기 전기 신호 결합 수단은 변압기를 구비하며, 상기 분리 수단은 상기 변압기 공급 권선을 구비하는 것을 특징으로 하는 옥시메터 시스템.
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