JPH03170866A - 酸素飽和度の測定方法及び装置 - Google Patents
酸素飽和度の測定方法及び装置Info
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- JPH03170866A JPH03170866A JP1308939A JP30893989A JPH03170866A JP H03170866 A JPH03170866 A JP H03170866A JP 1308939 A JP1308939 A JP 1308939A JP 30893989 A JP30893989 A JP 30893989A JP H03170866 A JPH03170866 A JP H03170866A
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Landscapes
- Investigating Or Analysing Materials By Optical Means (AREA)
- Investigating Or Analysing Biological Materials (AREA)
Abstract
(57)【要約】本公報は電子出願前の出願データであるた
め要約のデータは記録されません。
め要約のデータは記録されません。
Description
【発明の詳細な説明】
［産業上の利用分野］
本発明は、血液中のヘモグロビンの吸光特性（反射光特
性）を利用してヘモグロビンの酸素飽和度を測定するヘ
モグロビンの酸素飽和度の測定方法とその装置に関する
ものである。
性）を利用してヘモグロビンの酸素飽和度を測定するヘ
モグロビンの酸素飽和度の測定方法とその装置に関する
ものである。
［従来の技術］
一般に血液による吸光（反射）特性は、血液中の色素及
び粒子による吸収、散乱によって変化し、特にヘモグロ
ビンの酸素との結合状態及び照射する光の波長によって
大きく変化することが知られている。そこで、このよう
な特性を利用して血液中のヘモグロビンの酸素飽和度を
測定する装置が、本願出願人により特願昭６２−１８６
１３５号、特願昭６２−１８６１３６号として出願され
ている。
び粒子による吸収、散乱によって変化し、特にヘモグロ
ビンの酸素との結合状態及び照射する光の波長によって
大きく変化することが知られている。そこで、このよう
な特性を利用して血液中のヘモグロビンの酸素飽和度を
測定する装置が、本願出願人により特願昭６２−１８６
１３５号、特願昭６２−１８６１３６号として出願され
ている。
第４図は従来のヘモグロビンの酸素飽和度を測定する装
置の概略構成を示す図である。第４図において、パルス
発生器２０１は時間的に重ならない所定間隔の及び所定
の時間幅のパルスを発生させ、ＬＥＤ駆動回路２０２を
通して発光ダイオード２０３（波長６６０ｎｍ），２０
４ （彼長８００ｎｍ）を交互に発光させている。これ
ら発光ダイオード２０３，２０４よりの光のそれぞれは
、光ファイバ２０・５，２０６を通して血液中に照射さ
れる。そして、この血液中よりの反射光はフォトダイオ
ード２０７により検出され、検出増幅器２０８により電
圧信号に変換される。
置の概略構成を示す図である。第４図において、パルス
発生器２０１は時間的に重ならない所定間隔の及び所定
の時間幅のパルスを発生させ、ＬＥＤ駆動回路２０２を
通して発光ダイオード２０３（波長６６０ｎｍ），２０
４ （彼長８００ｎｍ）を交互に発光させている。これ
ら発光ダイオード２０３，２０４よりの光のそれぞれは
、光ファイバ２０・５，２０６を通して血液中に照射さ
れる。そして、この血液中よりの反射光はフォトダイオ
ード２０７により検出され、検出増幅器２０８により電
圧信号に変換される。
アナログスイッチ２０９は、パルス発生器２０ｌよりの
信号によりスイッチＳＷＩ，ＳＷ２がオン・オフされ、
例えば発光ダイオード２０３が点灯するときはスイッチ
ＳＷＩのみがオンとなり、検出増幅器２０８よりの電圧
信号がコンデンサ２１０に加えられて、コンデンサ２１
０の両端に平均信号電圧（波長６６０ｎｍの光の反射光
強度）を発生する。この平均信号電圧はさらに増幅器２
ｌ２により増幅された後、Ａ／Ｄコンバータ２９により
デジタル信号に変換される。また、発光ダイオード２０
４による反射光強度（波長８００ｎｍの光の反射光強度
）も同様に、スイッチＳＷ２をオンすることにより入力
されてデジタル信号に変換される。そして、演算部３０
によりこれら反射光強度の比（Ｉ．／Ｉ．）をもとに血
液中のヘモグロビンの酸素飽和度が計算され、出力部３
１により表示・出力される。
信号によりスイッチＳＷＩ，ＳＷ２がオン・オフされ、
例えば発光ダイオード２０３が点灯するときはスイッチ
ＳＷＩのみがオンとなり、検出増幅器２０８よりの電圧
信号がコンデンサ２１０に加えられて、コンデンサ２１
０の両端に平均信号電圧（波長６６０ｎｍの光の反射光
強度）を発生する。この平均信号電圧はさらに増幅器２
ｌ２により増幅された後、Ａ／Ｄコンバータ２９により
デジタル信号に変換される。また、発光ダイオード２０
４による反射光強度（波長８００ｎｍの光の反射光強度
）も同様に、スイッチＳＷ２をオンすることにより入力
されてデジタル信号に変換される。そして、演算部３０
によりこれら反射光強度の比（Ｉ．／Ｉ．）をもとに血
液中のヘモグロビンの酸素飽和度が計算され、出力部３
１により表示・出力される。
［発明が解決しようとする課題］
しかしながら、従来の反射光強度を入力する回路では、
発光ダイオード２０３，２０４は共にバルス信号により
駆動されており、フォトダイオード２０７により検出し
た反射光強度信号もパルス状になり、その信号に含まれ
る周波数成分は低周波域より高周波域を含む周波数レン
ジの広い信号となる。そして、この信号は正確に増幅さ
れて後段のＡ／Ｄ変換器などに入力される必要がある。
発光ダイオード２０３，２０４は共にバルス信号により
駆動されており、フォトダイオード２０７により検出し
た反射光強度信号もパルス状になり、その信号に含まれ
る周波数成分は低周波域より高周波域を含む周波数レン
ジの広い信号となる。そして、この信号は正確に増幅さ
れて後段のＡ／Ｄ変換器などに入力される必要がある。
このため、この信号を増幅する増幅器２０８．２１２
２１３としては、周波数特性の良好なものが要求され
ることになるが、周波数特性の良い増幅器は一般に、増
幅率やＳ／Ｎ比が低く、また高価である。
２１３としては、周波数特性の良好なものが要求され
ることになるが、周波数特性の良い増幅器は一般に、増
幅率やＳ／Ｎ比が低く、また高価である。
また、増幅器の増幅率が低くなることにより微弱信号の
検出が困難になるため、発光ダイオードの出力を大きく
しなければならなくなる。このため、発光ダイオードに
通電する電流が増大して、発光ダイオードの寿命が短く
なったり、発熱が大きくなって発光波長が変化するなど
の問題があった。また、さらに信号成分にフォトダイオ
ードの暗電流や増幅器のバイアス電流が重畳して誤差を
生じる虞れがあるため、暗電流の小さいフォトダイオー
ドやバイアス電流の小さい増幅器が必要になり、そのよ
うなフォトダイオードや増幅器を用いることは装置のコ
ストアップにもなっていた。
検出が困難になるため、発光ダイオードの出力を大きく
しなければならなくなる。このため、発光ダイオードに
通電する電流が増大して、発光ダイオードの寿命が短く
なったり、発熱が大きくなって発光波長が変化するなど
の問題があった。また、さらに信号成分にフォトダイオ
ードの暗電流や増幅器のバイアス電流が重畳して誤差を
生じる虞れがあるため、暗電流の小さいフォトダイオー
ドやバイアス電流の小さい増幅器が必要になり、そのよ
うなフォトダイオードや増幅器を用いることは装置のコ
ストアップにもなっていた。
本発明は上記従来例に鑑みてなされたもので、血液中で
反射された光の反射光強度を示す信号の周波数レンジを
狭くすることにより、反射光強度のＳ／Ｎ’比を高くし
て、かつ精度良く検出できる酸素飽和度の測定方法及び
装置を提供することを目的とする。
反射された光の反射光強度を示す信号の周波数レンジを
狭くすることにより、反射光強度のＳ／Ｎ’比を高くし
て、かつ精度良く検出できる酸素飽和度の測定方法及び
装置を提供することを目的とする。
［課題を解決するための手段］
上記目的を達成するために本発明の酸素飽和度の測定方
法は以下の様な構成からなる。即ち、それぞれ異なる波
長の光を出力する発光源を備え、前記発光源よりの光を
血液中に照射し、その反射光強度をもとに血液中のヘモ
グロビンの酸素飽和度を測定する方法であって、少なく
とも２つの周波数の異なる第１と第２の交流信号により
前記発光源のそれぞれを駆動し、各発光源よりの光のう
ち血液中で反射された光の反射光強度を電気信号に変換
する工程と、前記電気信号を前記第１と第２の交流信号
の周波数成分を含む信号にそれぞれ分離して、第１と第
２の反射光強度信号を取出す工程と、前記第１と第２の
反射光強度信号をもとに前記血液中のヘモグロビンの酸
素飽和度を演算する工程とを有する。
法は以下の様な構成からなる。即ち、それぞれ異なる波
長の光を出力する発光源を備え、前記発光源よりの光を
血液中に照射し、その反射光強度をもとに血液中のヘモ
グロビンの酸素飽和度を測定する方法であって、少なく
とも２つの周波数の異なる第１と第２の交流信号により
前記発光源のそれぞれを駆動し、各発光源よりの光のう
ち血液中で反射された光の反射光強度を電気信号に変換
する工程と、前記電気信号を前記第１と第２の交流信号
の周波数成分を含む信号にそれぞれ分離して、第１と第
２の反射光強度信号を取出す工程と、前記第１と第２の
反射光強度信号をもとに前記血液中のヘモグロビンの酸
素飽和度を演算する工程とを有する。
また上記目的を達成するために他の発明の酸素飽和度の
測定装置は以下の様な構成からなる。即ち、 それぞれ異なる波長の光を出力する発光源を備え、前記
発光源よりの光を血液中に照射し、その反射光強度をも
とに血液中のヘモグロビンの酸素飽和度を測定する酸素
飽和度測定装置であって、少なくとも２つの周波数の異
なる第１と第２の交流信号により前記発光源のそれぞれ
を発光駆動する発光手段と、前記発光源よりの光のうち
血液中で反射された光の反射光強度を電気信号に変換す
る変換手段と、前記電気信号を前記第１と第２の交流信
号の周波数成分を含む信号にそれぞれ分離して、第１と
第２の反射光強度信号を出力する出力手段と、前記第１
と第２の反射光強度信号をもとに前記血液中のヘモグロ
ビンの酸素飽和度を演算する演算手段とを有する。
測定装置は以下の様な構成からなる。即ち、 それぞれ異なる波長の光を出力する発光源を備え、前記
発光源よりの光を血液中に照射し、その反射光強度をも
とに血液中のヘモグロビンの酸素飽和度を測定する酸素
飽和度測定装置であって、少なくとも２つの周波数の異
なる第１と第２の交流信号により前記発光源のそれぞれ
を発光駆動する発光手段と、前記発光源よりの光のうち
血液中で反射された光の反射光強度を電気信号に変換す
る変換手段と、前記電気信号を前記第１と第２の交流信
号の周波数成分を含む信号にそれぞれ分離して、第１と
第２の反射光強度信号を出力する出力手段と、前記第１
と第２の反射光強度信号をもとに前記血液中のヘモグロ
ビンの酸素飽和度を演算する演算手段とを有する。
［作用］
以上の構成において、少なくとも２つの周波数の異なる
第工と第２の交流信号により、それぞれが異なる波長の
光を出力する発光源のそれぞれを駆動し、各発光源より
の光のうち血液中で反射された光の反射光強度を電気信
号に変換する。その電気信号を、第１と第２の交流信号
の周波数成分を含む信号にそれぞれ分離して、第１と第
２の反射光強度信号を取出し、それら第１と第２の反射
光強度信号をもとに、血液中のヘモグロビンの酸素飽和
度を演算するように動作する。
第工と第２の交流信号により、それぞれが異なる波長の
光を出力する発光源のそれぞれを駆動し、各発光源より
の光のうち血液中で反射された光の反射光強度を電気信
号に変換する。その電気信号を、第１と第２の交流信号
の周波数成分を含む信号にそれぞれ分離して、第１と第
２の反射光強度信号を取出し、それら第１と第２の反射
光強度信号をもとに、血液中のヘモグロビンの酸素飽和
度を演算するように動作する。
［実施例］
以下、添付図面を参照して本発明の好適な実施例を詳細
に説明する。
に説明する。
［酸素飽和度測定装置の説明 （第１図）］第１図は実
施例の酸素飽和度測定装置の概略構成を示すブロック図
で、第４図に示す従来の構成と同じ部分は同一記号で示
している。
施例の酸素飽和度測定装置の概略構成を示すブロック図
で、第４図に示す従来の構成と同じ部分は同一記号で示
している。
図において、１１．１２は共に発振器で、それぞれ異な
る周波数を有するＡＣ（サイン波形）信号（ｔ’＋，ｔ
’ｓ）を出力している。１５．１６は増幅駆動回路で、
それぞれ入力したＡＣ信号（サイン波を矩形波に変換し
たもの）を増幅し、そのＡＣ（矩形波）信号に同期して
対応する発光ダイオード（１７．１８）を駆動して発光
させている。従って、発光ダイオード１７は、例えば波
長６ ６ ０ ｎｍで周波数ｆ１で点滅する光を発光し
、発光ダイオードｌ８は、例えば波長８００ｎｍで周波
数ｆ２で点滅する光を発光している。
る周波数を有するＡＣ（サイン波形）信号（ｔ’＋，ｔ
’ｓ）を出力している。１５．１６は増幅駆動回路で、
それぞれ入力したＡＣ信号（サイン波を矩形波に変換し
たもの）を増幅し、そのＡＣ（矩形波）信号に同期して
対応する発光ダイオード（１７．１８）を駆動して発光
させている。従って、発光ダイオード１７は、例えば波
長６ ６ ０ ｎｍで周波数ｆ１で点滅する光を発光し
、発光ダイオードｌ８は、例えば波長８００ｎｍで周波
数ｆ２で点滅する光を発光している。
これら２つ光信号は血液中（図示せず）に照射され、そ
の反射光強度がフォトダイオード１９により検出される
。２０は検出増幅器で、フォトダイオードｌ９が出力す
る電流を電圧信号４ｌに変換している。よって、この電
圧信号４１は、周波数ｆ１で点滅する光の反射光強度信
号と、周波数ｆ２で点滅する光の反射光強度信号とが多
重した電圧信号となっている。２１はハイパスフィルタ
（ＨＰＦ），２２はローパスフィルタ（ＬＰＦ）で、こ
れらフィルタにより電圧信号４ｌに含まれるノイズ成分
がカットされる。
の反射光強度がフォトダイオード１９により検出される
。２０は検出増幅器で、フォトダイオードｌ９が出力す
る電流を電圧信号４ｌに変換している。よって、この電
圧信号４１は、周波数ｆ１で点滅する光の反射光強度信
号と、周波数ｆ２で点滅する光の反射光強度信号とが多
重した電圧信号となっている。２１はハイパスフィルタ
（ＨＰＦ），２２はローパスフィルタ（ＬＰＦ）で、こ
れらフィルタにより電圧信号４ｌに含まれるノイズ成分
がカットされる。
２３．２４は共に帯域フィルタ（ＢＰＦ）で、帯域フィ
ルタ２３は周波数ｆ１をほぼ中心とする周波数帯域の信
号を通過させ、帯域フィルタ２４は周波数ｆ２をほぼ中
心とする周波数帯域の信号を通過させる。このようにし
て、これら帯域フィルタ２３．２４により分離された信
号のそれぞれは、周波数ｆ，で変調された電気信号と、
周波数ｆ２で変調された電気信号となる。２５．２６は
ともに同期復調器で、同期復調器２５は周波数ｆ１の信
号成分を同期検波し、同期復調器２６は周波数で２の信
号成分を同期検波している。
ルタ２３は周波数ｆ１をほぼ中心とする周波数帯域の信
号を通過させ、帯域フィルタ２４は周波数ｆ２をほぼ中
心とする周波数帯域の信号を通過させる。このようにし
て、これら帯域フィルタ２３．２４により分離された信
号のそれぞれは、周波数ｆ，で変調された電気信号と、
周波数ｆ２で変調された電気信号となる。２５．２６は
ともに同期復調器で、同期復調器２５は周波数ｆ１の信
号成分を同期検波し、同期復調器２６は周波数で２の信
号成分を同期検波している。
これにより、例えば発光ダイオード１７より発光された
光の反射光強度信号が同期復調器２５で取出され、さら
にローバスフィルタ（ＬＰＦ）２７により周波数ｆ，の
信号成分が除去されて、発光ダイオード１７よりの光の
反射光強度信号が出力される。また同様に、発光ダイオ
ード１８より発光された光の反射光強度信号が同期検出
器２６で取出され、さらにローバスフィルタ（ＬＰＦ）
２８により周波数ｆ２の信号成分が除去されて、発光ダ
イオードｌ８よりの光の反射光強度信号が出力される。
光の反射光強度信号が同期復調器２５で取出され、さら
にローバスフィルタ（ＬＰＦ）２７により周波数ｆ，の
信号成分が除去されて、発光ダイオード１７よりの光の
反射光強度信号が出力される。また同様に、発光ダイオ
ード１８より発光された光の反射光強度信号が同期検出
器２６で取出され、さらにローバスフィルタ（ＬＰＦ）
２８により周波数ｆ２の信号成分が除去されて、発光ダ
イオードｌ８よりの光の反射光強度信号が出力される。
これら各発光ダイオードよりの光の反射光強度信号は、
Ａ／Ｄコンバータ２９に入力され、デジタル信号に変換
される。そして、演算部３０によりこれら反射光強度の
比Ｎ．／ｒ２）をもとに血液中のヘモグロビンの酸素飽
和度が計算され、出力部３１により表示・出力される。
Ａ／Ｄコンバータ２９に入力され、デジタル信号に変換
される。そして、演算部３０によりこれら反射光強度の
比Ｎ．／ｒ２）をもとに血液中のヘモグロビンの酸素飽
和度が計算され、出力部３１により表示・出力される。
この演算部３０における演算については、特願昭６２−
１８６１３５、特願昭６２−１８６１３６に詳しく示さ
れているので、ここでは特に説明しない。
１８６１３５、特願昭６２−１８６１３６に詳しく示さ
れているので、ここでは特に説明しない。
［回路の具体例の説明 （第２図、第３図）］第２図及
び第３図は第１図の構成の具体例を示す回路図で、説明
のため第１図と共通する部分は同じ記号で示す。
び第３図は第１図の構成の具体例を示す回路図で、説明
のため第１図と共通する部分は同じ記号で示す。
ここでは、発光ダイオード１７は周波数３２０Ｈｚの矩
形波信号で点滅駆動され、発光ダイオード１８は周波数
７４０Ｈｚの矩形波信号で点滅駆動されている。また、
発光ダイオードｌ７の発光する光の波長は６６０ｎｍ，
発光ダイオード１８の波長は８００ｎｍである。発光ダ
イオード１７の駆動回路に組込まれた移相器ｌ３は、サ
イン波形信号をもとに参照信号ＲＥＦ１を出力しており
、この参照信号ＲＥＦ １は同期復調器２５に入力され
て、検波信号出力が最大となるように調整される。また
、発光ダイオード１８の駆動回路に組込まれた移相器１
３も同様にＲＥＦ２を出力して、同期復調器２６よりの
検波信号出力が最犬になるように調整される。
形波信号で点滅駆動され、発光ダイオード１８は周波数
７４０Ｈｚの矩形波信号で点滅駆動されている。また、
発光ダイオードｌ７の発光する光の波長は６６０ｎｍ，
発光ダイオード１８の波長は８００ｎｍである。発光ダ
イオード１７の駆動回路に組込まれた移相器ｌ３は、サ
イン波形信号をもとに参照信号ＲＥＦ１を出力しており
、この参照信号ＲＥＦ １は同期復調器２５に入力され
て、検波信号出力が最大となるように調整される。また
、発光ダイオード１８の駆動回路に組込まれた移相器１
３も同様にＲＥＦ２を出力して、同期復調器２６よりの
検波信号出力が最犬になるように調整される。
第３図で、サンプル血液からの反射光はフォトダイオー
ド１９により検出され、検出増幅器２０により電圧信号
４１に変換される。この電圧信号４１は１ ５０Ｈｚの
ローパスフィルタ２１と５ＫＨｚのハイパスフィルタ２
２を通されてノイズ成分が除去された後、増幅器３４に
より所定の信号レベルまで増幅される。
ド１９により検出され、検出増幅器２０により電圧信号
４１に変換される。この電圧信号４１は１ ５０Ｈｚの
ローパスフィルタ２１と５ＫＨｚのハイパスフィルタ２
２を通されてノイズ成分が除去された後、増幅器３４に
より所定の信号レベルまで増幅される。
こうして増幅された電気信号は、後段の帯域フイルタ２
３，２４に入力される。帯域フィルタ２３は２５０Ｈｚ
のハイバスフィルタ２３ａと、４００Ｈｚのローパスフ
ィルタ２３ｂとで構成されており、２５０Ｈｚ〜４００
Ｈｚの通過帯域特性を有する３次のバターワースタイブ
のフィルタである。従って、この帯域フィルタ２３は、
３２０Ｈｚで変調された電気信号は容易に通過するが、
もう一方の７４０Ｈｚで変調された信号成分は通過しに
くい。同様に、帯域フィルタ２４は６００Ｈｚのハイパ
スフィルタ２４ａと、９２０Ｈｚのローパスフィルタ２
４ｂとで構成されており、６００Ｈｚ〜９２０Ｈｚの通
過帯域特性を有する３次のバターワースタイブのフィル
タである。よって、この帯域フィルタ２４は、７４０Ｈ
ｚで変調された電気信号は容易に通過するが、もう一方
の３２０Ｈｚで変調された信号成分は通過しにくい。こ
のようにして、２つの異なる周波数を有する電気信号に
分離されたことになる。
３，２４に入力される。帯域フィルタ２３は２５０Ｈｚ
のハイバスフィルタ２３ａと、４００Ｈｚのローパスフ
ィルタ２３ｂとで構成されており、２５０Ｈｚ〜４００
Ｈｚの通過帯域特性を有する３次のバターワースタイブ
のフィルタである。従って、この帯域フィルタ２３は、
３２０Ｈｚで変調された電気信号は容易に通過するが、
もう一方の７４０Ｈｚで変調された信号成分は通過しに
くい。同様に、帯域フィルタ２４は６００Ｈｚのハイパ
スフィルタ２４ａと、９２０Ｈｚのローパスフィルタ２
４ｂとで構成されており、６００Ｈｚ〜９２０Ｈｚの通
過帯域特性を有する３次のバターワースタイブのフィル
タである。よって、この帯域フィルタ２４は、７４０Ｈ
ｚで変調された電気信号は容易に通過するが、もう一方
の３２０Ｈｚで変調された信号成分は通過しにくい。こ
のようにして、２つの異なる周波数を有する電気信号に
分離されたことになる。
次に、同期復調器２５は、移相器１３よりの位相調整さ
れた参照信号ＲＥＦ１を入力し、帯域フィルタ２３より
の電気信号を同期検波して、発光ダイオード１７よりの
光の反射光強度信号を検出している。そしてさらに、５
Ｈｚのローパスフィルタ２７により、３２０Ｈｚの信号
成分を除去して、帯域フィルタ２３の出力信号の振幅に
比例した直流電圧信号、即ち発光ダイオードｌ７よりの
光の反射光強度信号を得ている。同様にして、同期復調
器２６で発光ダイオードｌ８よりの光の反射光強度信号
を検出し、５Ｈｚのローバスフィルタ２８により７ ４
０ Ｈ ｚの周波数成分を除去して直流電圧信号を取
出している。
れた参照信号ＲＥＦ１を入力し、帯域フィルタ２３より
の電気信号を同期検波して、発光ダイオード１７よりの
光の反射光強度信号を検出している。そしてさらに、５
Ｈｚのローパスフィルタ２７により、３２０Ｈｚの信号
成分を除去して、帯域フィルタ２３の出力信号の振幅に
比例した直流電圧信号、即ち発光ダイオードｌ７よりの
光の反射光強度信号を得ている。同様にして、同期復調
器２６で発光ダイオードｌ８よりの光の反射光強度信号
を検出し、５Ｈｚのローバスフィルタ２８により７ ４
０ Ｈ ｚの周波数成分を除去して直流電圧信号を取
出している。
以上説明したように本実施例によれば、周波数レンジの
広い信号を用いることなく反射光強度を検出するように
したので、周波数レンジの狭い信号を増幅する増幅器で
反射光強度信号を増幅することができる。これにより、
検出信号の増幅率を大きくできるため、Ｓ／Ｎ比をよく
して反射光強度を検出できる。
広い信号を用いることなく反射光強度を検出するように
したので、周波数レンジの狭い信号を増幅する増幅器で
反射光強度信号を増幅することができる。これにより、
検出信号の増幅率を大きくできるため、Ｓ／Ｎ比をよく
して反射光強度を検出できる。
また、高速応答の検出増幅器や、周波数レンジの広い増
幅回路などを必要としないため、回路コストを低く抑え
ることができるとともに、発光源への物理的な負担を軽
減できるため、製造コストを抑えるとともに、製品寿命
を長くできる効果がある。
幅回路などを必要としないため、回路コストを低く抑え
ることができるとともに、発光源への物理的な負担を軽
減できるため、製造コストを抑えるとともに、製品寿命
を長くできる効果がある。
なお、この実施例では、発光ダイオードをそれぞれ３２
０Ｈｚと７２０Ｈｚの矩形波で駆動するようにしたが、
本発明はこれらの周波数に限定されるものでなく、互い
に分離可能な周波数であれば良い。好ましくは、１００
Ｈｚ〜１００ＫＨｚの間にあり、２つの周波数は１オク
ターブ以上の差があればよい。
０Ｈｚと７２０Ｈｚの矩形波で駆動するようにしたが、
本発明はこれらの周波数に限定されるものでなく、互い
に分離可能な周波数であれば良い。好ましくは、１００
Ｈｚ〜１００ＫＨｚの間にあり、２つの周波数は１オク
ターブ以上の差があればよい。
また、この実施例に示された回路構成などは、本願発明
の一例として示したもので、本願発明を特定するもので
はないことはもちろんである。
の一例として示したもので、本願発明を特定するもので
はないことはもちろんである。
［発明の効果］
以上説明したように本発明によれば、血液中で反射され
た光の反射光強度を示す信号の周波数レンジを狭くする
ことにより、反射光強度をＳ／Ｎ比を高くして、かつ精
度良く検出できる効果がある。
た光の反射光強度を示す信号の周波数レンジを狭くする
ことにより、反射光強度をＳ／Ｎ比を高くして、かつ精
度良く検出できる効果がある。
第１図は本実施例の酸素飽和度測定装置の概略構成を示
すブロック図、 第２図は本実施例の発光ダイオード駆動回路の具体例を
示す回路図、 第３図は実施例のフォトダイオードの信号検出回路の具
体例を示すブロック図、そして第４図は従来の発光ダイ
オードの駆動回路とその反射光強度の検出回路の構成を
示すブロック図である。 図中、１１．１２・・・発振器、１３・・・移相器、１
５，１６・・・増幅駆動回路、１７．１８・・・発光ダ
イオード、１９・・・フォトダイオード、２０・・・検
出増幅器、２１．２３ａ，２４ａ・・・ハイバスフィル
タ（ＨＰＦ） 、２２，２７．２８・・・ローバスフィ
ルタ（ＬＰＦ），２３．２４・・・帯域フィルタ（ＢＰ
Ｆ） 、２５．２６・・・同期復調器、２９・・・Ａ／
Ｄコンバータ、３０・・・演算部、３１・・・出力部で
ある。
すブロック図、 第２図は本実施例の発光ダイオード駆動回路の具体例を
示す回路図、 第３図は実施例のフォトダイオードの信号検出回路の具
体例を示すブロック図、そして第４図は従来の発光ダイ
オードの駆動回路とその反射光強度の検出回路の構成を
示すブロック図である。 図中、１１．１２・・・発振器、１３・・・移相器、１
５，１６・・・増幅駆動回路、１７．１８・・・発光ダ
イオード、１９・・・フォトダイオード、２０・・・検
出増幅器、２１．２３ａ，２４ａ・・・ハイバスフィル
タ（ＨＰＦ） 、２２，２７．２８・・・ローバスフィ
ルタ（ＬＰＦ），２３．２４・・・帯域フィルタ（ＢＰ
Ｆ） 、２５．２６・・・同期復調器、２９・・・Ａ／
Ｄコンバータ、３０・・・演算部、３１・・・出力部で
ある。
Claims (3)
- （１）それぞれ異なる波長の光を出力する発光源を備え
、前記発光源よりの光を血液中に照射し、その反射光強
度をもとに血液中のヘモグロビンの酸素飽和度を測定す
る方法であつて、 少なくとも２つの周波数の異なる第１と第２の交流信号
により前記発光源のそれぞれを駆動し、各発光源よりの
光のうち血液中で反射された光の反射光強度を電気信号
に変換する工程と、 前記電気信号を前記第１と第２の交流信号の周波数成分
を含む信号にそれぞれ分離して、第１と第２の反射光強
度信号を取出す工程と、 前記第１と第２の反射光強度信号をもとに前記血液中の
ヘモグロビンの酸素飽和度を演算する工程と、 を有することを特徴とする酸素飽和度の測定方法。 - （２）それぞれ異なる波長の光を出力する発光源を備え
、前記発光源よりの光を血液中に照射し、その反射光強
度をもとに血液中のヘモグロビンの酸素飽和度を測定す
る酸素飽和度測定装置であつて、 少なくとも２つの周波数の異なる第１と第２の交流信号
により前記発光源のそれぞれを発光駆動する発光手段と
、 前記発光源よりの光のうち血液中で反射された光の反射
光強度を電気信号に変換する変換手段と、 前記電気信号を前記第１と第２の交流信号の周波数成分
を含む信号にそれぞれ分離して、第１と第２の反射光強
度信号を出力する出力手段と、前記第１と第２の反射光
強度信号をもとに前記血液中のヘモグロビンの酸素飽和
度を演算する演算手段と、 を有することを特徴とする酸素飽和度の測定装置。 - （３）前記出力手段は前記第１及び第２の交流信号の周
波数成分のそれぞれに同期して復調する第１及び第２の
同期復調手段と、前記第１及び第２の同期復調手段の出
力の低周波成分のみを取出す低域フィルタ手段とを備え
ることを特徴とする請求項第２項に記載の酸素飽和度の
測定装置。
Priority Applications (1)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| JP1308939A JPH0823562B2 (ja) | 1989-11-30 | 1989-11-30 | 酸素飽和度の測定方法及び装置 |
Applications Claiming Priority (1)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| JP1308939A JPH0823562B2 (ja) | 1989-11-30 | 1989-11-30 | 酸素飽和度の測定方法及び装置 |
Publications (2)
| Publication Number | Publication Date |
|---|---|
| JPH03170866A true JPH03170866A (ja) | 1991-07-24 |
| JPH0823562B2 JPH0823562B2 (ja) | 1996-03-06 |
Family
ID=17987086
Family Applications (1)
| Application Number | Title | Priority Date | Filing Date |
|---|---|---|---|
| JP1308939A Expired - Fee Related JPH0823562B2 (ja) | 1989-11-30 | 1989-11-30 | 酸素飽和度の測定方法及び装置 |
Country Status (1)
| Country | Link |
|---|---|
| JP (1) | JPH0823562B2 (ja) |
Cited By (12)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| JP2009000424A (ja) * | 2007-06-25 | 2009-01-08 | Hitachi Medical Corp | 生体光計測装置 |
| US7684842B2 (en) | 2006-09-29 | 2010-03-23 | Nellcor Puritan Bennett Llc | System and method for preventing sensor misuse |
| US8219170B2 (en) | 2006-09-20 | 2012-07-10 | Nellcor Puritan Bennett Llc | System and method for practicing spectrophotometry using light emitting nanostructure devices |
| US8265724B2 (en) | 2007-03-09 | 2012-09-11 | Nellcor Puritan Bennett Llc | Cancellation of light shunting |
| US8280469B2 (en) | 2007-03-09 | 2012-10-02 | Nellcor Puritan Bennett Llc | Method for detection of aberrant tissue spectra |
| US8315685B2 (en) | 2006-09-27 | 2012-11-20 | Nellcor Puritan Bennett Llc | Flexible medical sensor enclosure |
| US8521246B2 (en) | 2010-07-29 | 2013-08-27 | Covidien Lp | Cable cross talk suppression |
| US8818473B2 (en) | 2010-11-30 | 2014-08-26 | Covidien Lp | Organic light emitting diodes and photodetectors |
| US9833146B2 (en) | 2012-04-17 | 2017-12-05 | Covidien Lp | Surgical system and method of use of the same |
| US9895068B2 (en) | 2008-06-30 | 2018-02-20 | Covidien Lp | Pulse oximeter with wait-time indication |
| US10076276B2 (en) | 2008-02-19 | 2018-09-18 | Covidien Lp | Methods and systems for alerting practitioners to physiological conditions |
| JPWO2018181953A1 (ja) * | 2017-03-31 | 2020-04-30 | 株式会社シーアイラボ | ヘモグロビン定量装置、ヘモグロビン定量方法及びヘモグロビン定量プログラム、並びに施術支援装置 |
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| JPS62251661A (ja) * | 1986-04-25 | 1987-11-02 | Setsuo Takatani | ヘモグロビン酸素飽和度測定方法及びそれに使用する反射光センサ |
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| JPS6429739A (en) * | 1987-07-24 | 1989-01-31 | Terumo Corp | Hemoglobin concentration measuring instrument |
| JPH021216A (ja) * | 1987-10-08 | 1990-01-05 | Critikon Inc | 脈拍酸素計血量計システム |
| JPH0386152A (ja) * | 1989-08-31 | 1991-04-11 | Minolta Camera Co Ltd | オキシメーター |
-
1989
- 1989-11-30 JP JP1308939A patent/JPH0823562B2/ja not_active Expired - Fee Related
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| US8315685B2 (en) | 2006-09-27 | 2012-11-20 | Nellcor Puritan Bennett Llc | Flexible medical sensor enclosure |
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| US11344233B2 (en) | 2017-03-31 | 2022-05-31 | Tetsuo Ikeda | Hemoglobin quantification device, hemoglobin quantification method, hemoglobin quantification program, and surgical assistance device |
Also Published As
| Publication number | Publication date |
|---|---|
| JPH0823562B2 (ja) | 1996-03-06 |
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Legal Events
| Date | Code | Title | Description |
|---|---|---|---|
| LAPS | Cancellation because of no payment of annual fees |