JPH0517047Y2 - - Google Patents
Info
- Publication number
- JPH0517047Y2 JPH0517047Y2 JP15081387U JP15081387U JPH0517047Y2 JP H0517047 Y2 JPH0517047 Y2 JP H0517047Y2 JP 15081387 U JP15081387 U JP 15081387U JP 15081387 U JP15081387 U JP 15081387U JP H0517047 Y2 JPH0517047 Y2 JP H0517047Y2
- Authority
- JP
- Japan
- Prior art keywords
- pulse wave
- starting point
- light
- oximeter
- pulse
- Prior art date
- Legal status (The legal status is an assumption and is not a legal conclusion. Google has not performed a legal analysis and makes no representation as to the accuracy of the status listed.)
- Expired - Lifetime
Links
- 229910052760 oxygen Inorganic materials 0.000 claims description 25
- 239000001301 oxygen Substances 0.000 claims description 25
- QVGXLLKOCUKJST-UHFFFAOYSA-N atomic oxygen Chemical compound [O] QVGXLLKOCUKJST-UHFFFAOYSA-N 0.000 claims description 24
- 239000008280 blood Substances 0.000 claims description 15
- 210000004369 blood Anatomy 0.000 claims description 15
- 238000001514 detection method Methods 0.000 claims description 14
- 230000003287 optical effect Effects 0.000 description 7
- 238000010586 diagram Methods 0.000 description 6
- 101000856246 Arabidopsis thaliana Cleavage stimulation factor subunit 77 Proteins 0.000 description 5
- 101000885476 Homo sapiens DDB1- and CUL4-associated factor 13 Proteins 0.000 description 5
- 102100022736 Sperm-egg fusion protein LLCFC1 Human genes 0.000 description 5
- LSJNBGSOIVSBBR-UHFFFAOYSA-N thionyl fluoride Chemical compound FS(F)=O LSJNBGSOIVSBBR-UHFFFAOYSA-N 0.000 description 5
- 238000010521 absorption reaction Methods 0.000 description 3
- 239000003990 capacitor Substances 0.000 description 3
- 230000010349 pulsation Effects 0.000 description 3
- 210000001367 artery Anatomy 0.000 description 2
- 230000008878 coupling Effects 0.000 description 2
- 238000010168 coupling process Methods 0.000 description 2
- 238000005859 coupling reaction Methods 0.000 description 2
- 230000000694 effects Effects 0.000 description 2
- 238000005259 measurement Methods 0.000 description 2
- 238000002834 transmittance Methods 0.000 description 2
- 230000000747 cardiac effect Effects 0.000 description 1
- 239000000284 extract Substances 0.000 description 1
- 150000002926 oxygen Chemical class 0.000 description 1
- 238000011084 recovery Methods 0.000 description 1
- 210000003462 vein Anatomy 0.000 description 1
Landscapes
- Investigating Or Analysing Materials By Optical Means (AREA)
- Measurement Of The Respiration, Hearing Ability, Form, And Blood Characteristics Of Living Organisms (AREA)
- Investigating Or Analysing Biological Materials (AREA)
Description
【考案の詳細な説明】
技術分野
本考案はオキシメータに関するものである。
従来技術
生体に波長の異なる所定の光を照射して各光の
透過光または反射光をそれぞれ検出し、その透過
光または反射光に基づいてそれ等の変動成分であ
る脈波をそれぞれ求めるとともに、その脈波を表
すアナログ信号をＡ／Ｄ変換器等を介して所謂マ
イクロコンピユータに供給して各脈波の振幅値を
比較することにより血液中の酸素飽和度を測定す
る形式のオキシメータが知られている。
透過光または反射光をそれぞれ検出し、その透過
光または反射光に基づいてそれ等の変動成分であ
る脈波をそれぞれ求めるとともに、その脈波を表
すアナログ信号をＡ／Ｄ変換器等を介して所謂マ
イクロコンピユータに供給して各脈波の振幅値を
比較することにより血液中の酸素飽和度を測定す
る形式のオキシメータが知られている。
考案が解決すべき問題点
しかしながら、かかるオキシメータによる測定
時においては、光が照射される生体の体動等に起
因して比較的低周波数のノイズ（うねり）が前記
脈波に混入する場合がある。このような場合に
は、脈波の基線レベルが大きく変動して脈波が
Ａ／Ｄ変換器等のダイナミツクレンジ内に収容さ
れなくなり、これにより、脈波の振幅値、ひいて
は血液中の酸素飽和度を測定し得ない場合があつ
た。
時においては、光が照射される生体の体動等に起
因して比較的低周波数のノイズ（うねり）が前記
脈波に混入する場合がある。このような場合に
は、脈波の基線レベルが大きく変動して脈波が
Ａ／Ｄ変換器等のダイナミツクレンジ内に収容さ
れなくなり、これにより、脈波の振幅値、ひいて
は血液中の酸素飽和度を測定し得ない場合があつ
た。
これに対し、脈波自身に基づいて、たとえば脈
波のピーク値に同期してその脈波の基線を予め定
められた基準位置に戻すことが考えられるが、前
記生体の体動等に起因して脈波にその脈波と略同
様の周波数成分を有するノイズが混入した場合に
は、そのノイズによるピークによつて基線を戻す
タイミングがずれてしまう場合があり、これによ
り、脈波の振幅値、ひいては血液中の酸素飽和度
を精度良く測定し得ない場合があるのである。
波のピーク値に同期してその脈波の基線を予め定
められた基準位置に戻すことが考えられるが、前
記生体の体動等に起因して脈波にその脈波と略同
様の周波数成分を有するノイズが混入した場合に
は、そのノイズによるピークによつて基線を戻す
タイミングがずれてしまう場合があり、これによ
り、脈波の振幅値、ひいては血液中の酸素飽和度
を精度良く測定し得ない場合があるのである。
問題点を解決するための手段
本考案は以上の事情を背景にして為されたもの
であつて、その目的とするところは、生体の体動
等に拘わらず血液中の酸素飽和度を確実に且つ精
度良く測定し得るオキシメータを提供することに
ある。かかる目的を達成するために、本考案は、
生体に波長の異なる所定の光を照射して各光の透
過光または反射光をそれぞれ検出し、それら透過
光または反射光に基づいてそれ等の変動成分であ
る脈波をそれぞれ求めるとともに各脈波の振幅値
を比較することにより血液中の酸素飽和度を測定
する形式のオキシメータであつて、(a)前記生体か
らその心拍に同期して周期的に発生する心電波を
検出する心電波検出手段と、(b)その心電波検出手
段により検出された前記心電波の１周期内の波形
のうち、前記脈波の始点と一定の時間関係にある
予め定められた部分波形を逐次検出する部分波形
検出手段と、(c)前記部分波形の検出に同期して前
記脈波の始点を予め定められた基準位置に戻す脈
波始点復帰手段とを、含むことにある。
であつて、その目的とするところは、生体の体動
等に拘わらず血液中の酸素飽和度を確実に且つ精
度良く測定し得るオキシメータを提供することに
ある。かかる目的を達成するために、本考案は、
生体に波長の異なる所定の光を照射して各光の透
過光または反射光をそれぞれ検出し、それら透過
光または反射光に基づいてそれ等の変動成分であ
る脈波をそれぞれ求めるとともに各脈波の振幅値
を比較することにより血液中の酸素飽和度を測定
する形式のオキシメータであつて、(a)前記生体か
らその心拍に同期して周期的に発生する心電波を
検出する心電波検出手段と、(b)その心電波検出手
段により検出された前記心電波の１周期内の波形
のうち、前記脈波の始点と一定の時間関係にある
予め定められた部分波形を逐次検出する部分波形
検出手段と、(c)前記部分波形の検出に同期して前
記脈波の始点を予め定められた基準位置に戻す脈
波始点復帰手段とを、含むことにある。
作用および考案の効果
このようにすれば、部分波形検出手段により、
心電波検出手段により検出された心電波の１周期
内の波形のうち前記脈波の始点と一定の時間関係
にある予め定められた部分波形が逐次検出される
とともに、脈波始点復帰手段により、上記部分波
形の検出に同期して前記脈波の始点が予め定めら
れた基準位置に戻される。このため、たとえ脈波
に生体の体動等に起因するノイズが混入したとし
ても、前記部分波形の検出に同期して脈波の始点
が基準位置に戻されることによりこの基準位置か
ら脈波が描かれることとなるので、脈波をＡ／Ｄ
変換器等のダイナミツクレンジ内に確実に収容し
得て、脈波の振幅値、ひいては血液中の酸素飽和
度を確実に測定し得る一方、ノイズが混入した脈
波自身でなく心電信号に基づいて脈波の基線（始
点）が修正されるため、脈波の振幅値、ひいては
血液中の酸素飽和度を一層精度良く測定し得る。
心電波検出手段により検出された心電波の１周期
内の波形のうち前記脈波の始点と一定の時間関係
にある予め定められた部分波形が逐次検出される
とともに、脈波始点復帰手段により、上記部分波
形の検出に同期して前記脈波の始点が予め定めら
れた基準位置に戻される。このため、たとえ脈波
に生体の体動等に起因するノイズが混入したとし
ても、前記部分波形の検出に同期して脈波の始点
が基準位置に戻されることによりこの基準位置か
ら脈波が描かれることとなるので、脈波をＡ／Ｄ
変換器等のダイナミツクレンジ内に確実に収容し
得て、脈波の振幅値、ひいては血液中の酸素飽和
度を確実に測定し得る一方、ノイズが混入した脈
波自身でなく心電信号に基づいて脈波の基線（始
点）が修正されるため、脈波の振幅値、ひいては
血液中の酸素飽和度を一層精度良く測定し得る。
実施例
以下、本考案の一実施例を示す図面に基づいて
詳細に説明する。
詳細に説明する。
第１図は本考案が適用されたオキシメータの制
御回路を示す図であつて、１０，１２はそれぞれ
光源である。光源１０は、たとえば660mμ程度の
波長の赤色光を発光するとともに、光源１２は、
たとえば804mμ程度の波長の赤外光を発光するも
のである。光源１０，１２から照射された光は図
示しない生体の一部（たとえば指等）を透過し、
各透過光が共通の光センサ１４によりそれぞれ受
光される。これら光源１０，１２は、たとえば１
脈波を採取し得る時間（たとえば１秒間）の間所
定サイクルにて交互に点灯させられる。光センサ
１４は、たとえば光電池から構成されており、そ
の受光量に対応した大きさの電気信号SVをマル
チプレクサ１６へ出力する。マルチプレクサ１６
は後述の点灯信号SOF1，SOF2に対応して後述
の切換信号SCに基づいて切り換えられることに
より、赤色光に対応する電気信号SV1を対数演算
器１８へ、赤外光に対応する電気信号SV2を対数
演算器２０へそれぞれ出力する。対数演算器１
８，２０は、前記１脈波に対応する時間の間に出
力された電気信号SV1，SV2の対数を演算して電
気信号SV1′，SV2′をハイパスフイルタ２２，２
４へそれぞれ出力する。ハイパスフイルタ２２，
２４は、入力された電気信号SV1′，SV2′から低
周波数成分をそれぞれ除去して脈動による透過光
の変動成分を表す脈波信号SM1，SM2をそれぞ
れ取り出して、それら脈波信号SM1，SM2を脈
波始点復帰回路２６，２８およびＡ／Ｄ変換器３
０，３２を介してＩ／Ｏポート３４へ供給する。
このＩ／Ｏポート３４には、更に、被検者の胸部
等に接着される複数の電極３６を備え、心臓の活
動に伴つて発生する心電波を検出する本考案の心
電波検出手段に相当する心電センサ３８が接続さ
れている。この心電センサ３８は、心電波中の所
謂Ｒ波が検出されたときにそのＲ波が検出された
ことを示す心電信号SSをＩ／Ｏポート３４へ逐
次出力する。
御回路を示す図であつて、１０，１２はそれぞれ
光源である。光源１０は、たとえば660mμ程度の
波長の赤色光を発光するとともに、光源１２は、
たとえば804mμ程度の波長の赤外光を発光するも
のである。光源１０，１２から照射された光は図
示しない生体の一部（たとえば指等）を透過し、
各透過光が共通の光センサ１４によりそれぞれ受
光される。これら光源１０，１２は、たとえば１
脈波を採取し得る時間（たとえば１秒間）の間所
定サイクルにて交互に点灯させられる。光センサ
１４は、たとえば光電池から構成されており、そ
の受光量に対応した大きさの電気信号SVをマル
チプレクサ１６へ出力する。マルチプレクサ１６
は後述の点灯信号SOF1，SOF2に対応して後述
の切換信号SCに基づいて切り換えられることに
より、赤色光に対応する電気信号SV1を対数演算
器１８へ、赤外光に対応する電気信号SV2を対数
演算器２０へそれぞれ出力する。対数演算器１
８，２０は、前記１脈波に対応する時間の間に出
力された電気信号SV1，SV2の対数を演算して電
気信号SV1′，SV2′をハイパスフイルタ２２，２
４へそれぞれ出力する。ハイパスフイルタ２２，
２４は、入力された電気信号SV1′，SV2′から低
周波数成分をそれぞれ除去して脈動による透過光
の変動成分を表す脈波信号SM1，SM2をそれぞ
れ取り出して、それら脈波信号SM1，SM2を脈
波始点復帰回路２６，２８およびＡ／Ｄ変換器３
０，３２を介してＩ／Ｏポート３４へ供給する。
このＩ／Ｏポート３４には、更に、被検者の胸部
等に接着される複数の電極３６を備え、心臓の活
動に伴つて発生する心電波を検出する本考案の心
電波検出手段に相当する心電センサ３８が接続さ
れている。この心電センサ３８は、心電波中の所
謂Ｒ波が検出されたときにそのＲ波が検出された
ことを示す心電信号SSをＩ／Ｏポート３４へ逐
次出力する。
Ｉ／Ｏポート３４は、データバスラインを介し
てCPU４０、ROM４２、RAM４４、表示器４
６とそれぞれ接続されている。CPU４０は、
RAM４４の記憶機能を利用しつつROM４２に
予め定められたプログラムに従つて信号処理を実
行し、Ｉ／Ｏポート３４を介して光源１０，１２
へ点灯信号SOF1，SOF2をそれぞれ供給し且つ
それら点灯信号SOF1，SOF2に対応してマルチ
プレクサ１６へ切換信号SCを供給するとともに
心電信号SSに同期して脈波始点復帰回路２６，
２８へパルス幅が充分小さい１パルスの復帰信号
SRをそれぞれ供給する一方、前記脈波信号SM1，
SM2がそれぞれ表す１脈波の各振幅値を所定の
アルゴリズムに従つてそれぞれ決定し、両振幅値
の比に基づいて予め定めれらた関係から血液中の
酸素飽和度を求めるとともにそれを表示器４６に
表示させる。
てCPU４０、ROM４２、RAM４４、表示器４
６とそれぞれ接続されている。CPU４０は、
RAM４４の記憶機能を利用しつつROM４２に
予め定められたプログラムに従つて信号処理を実
行し、Ｉ／Ｏポート３４を介して光源１０，１２
へ点灯信号SOF1，SOF2をそれぞれ供給し且つ
それら点灯信号SOF1，SOF2に対応してマルチ
プレクサ１６へ切換信号SCを供給するとともに
心電信号SSに同期して脈波始点復帰回路２６，
２８へパルス幅が充分小さい１パルスの復帰信号
SRをそれぞれ供給する一方、前記脈波信号SM1，
SM2がそれぞれ表す１脈波の各振幅値を所定の
アルゴリズムに従つてそれぞれ決定し、両振幅値
の比に基づいて予め定めれらた関係から血液中の
酸素飽和度を求めるとともにそれを表示器４６に
表示させる。
かかるオキシメータの酸素飽和度測定原理は下
記の通りである。第６図は生体の構造を模式的に
示す図であつて、入射光強度Ioと透過光強度Ｉと
の間には次式(1)の関係が成立する。
記の通りである。第６図は生体の構造を模式的に
示す図であつて、入射光強度Ioと透過光強度Ｉと
の間には次式(1)の関係が成立する。
Ｉ＝Io×Tv×Tt×e-〓(d+〓d)…… (1)
Tv：静脈の透過率
Tt：組織の透過率
α；吸収係数
ｄ：動脈の厚み
Δd：動脈の厚みの変化
上式(1)の対数をとると次式(2)が得られる。
log Ｉ＝log Io＋log Tv＋log Tt−αd−αΔd
…… (2) 上式(2)は前記電気信号SV1′，SV2′の内容を表
すものであり、(2)式のうちの−αΔd項（脈動によ
る変動項）が前記脈波信号SM1，SM2に相当す
る。ここで、赤色光の吸収係数αRおよび赤外光の
吸収係数αIRは動脈血液中の酸素飽和度に応じて
それぞれ変動するとともに、αRΔdおよびαIRΔdの
比（すなわちαR／αIR）は血液中の酸素飽和度と
一定の関係にあり、このαR／αIRが前記脈波信号
SM1，SM2の各振幅値の比に相当する。これに
より、脈波信号SM1，SM2の各振幅値の比を求
めることにより、予め定められた関係から血液中
の酸素飽和度を測定することができるのである。
…… (2) 上式(2)は前記電気信号SV1′，SV2′の内容を表
すものであり、(2)式のうちの−αΔd項（脈動によ
る変動項）が前記脈波信号SM1，SM2に相当す
る。ここで、赤色光の吸収係数αRおよび赤外光の
吸収係数αIRは動脈血液中の酸素飽和度に応じて
それぞれ変動するとともに、αRΔdおよびαIRΔdの
比（すなわちαR／αIR）は血液中の酸素飽和度と
一定の関係にあり、このαR／αIRが前記脈波信号
SM1，SM2の各振幅値の比に相当する。これに
より、脈波信号SM1，SM2の各振幅値の比を求
めることにより、予め定められた関係から血液中
の酸素飽和度を測定することができるのである。
上記脈波始点復帰回路２６，２８は、たとえば
第２図に示すように、コンデンサ４８、増幅器５
０、それらコンデンサ４８と増幅器５０との間に
設けられた接地スイツチ５２および抵抗５４を有
してそれぞれ構成されている。接地スイツチ５２
は、常には開状態とされているが、心電信号SS
に同期して復帰信号SRが供給された場合には瞬
間的に閉状態とされて、前記Ｒ波が得られた直後
の脈波の始点が接地電圧、すなわち予め定められ
た基準位置に戻される。これにより、この基準位
置を始点として脈波が描かれることとなる。
第２図に示すように、コンデンサ４８、増幅器５
０、それらコンデンサ４８と増幅器５０との間に
設けられた接地スイツチ５２および抵抗５４を有
してそれぞれ構成されている。接地スイツチ５２
は、常には開状態とされているが、心電信号SS
に同期して復帰信号SRが供給された場合には瞬
間的に閉状態とされて、前記Ｒ波が得られた直後
の脈波の始点が接地電圧、すなわち予め定められ
た基準位置に戻される。これにより、この基準位
置を始点として脈波が描かれることとなる。
次に、以上のように構成されたオキシメータの
作動を第３図のフローチヤートに従つて説明す
る。
作動を第３図のフローチヤートに従つて説明す
る。
まず、ステツプS1が実行されることにより、
点灯信号SOF1，SOF2が出力されて光源１０，
１２が点灯されるとともに、ステツプS2が実行
されることにより、心電信号SSが入力されて心
電波中のＲ波が検出されたか否かが判断される。
このステツプS2は、心電波検出手段により検出
された心電波の１周期内の波形のうち脈波の始点
と一定の時間関係にある予め定められた部分波形
を検出する本考案の部分波形検出手段に相当する
ものであつて、本実施例では、Ｒ波が上記部分波
形に対応するものである。この判断が否定された
場合にはステツプS2が繰り返し実行されるが、
肯定された場合には続くステツプS3が実行され
て、心電信号SSに同期して復帰信号SRが脈波始
点復帰回路２６，２８へ出力されて接地スイツチ
５２が閉状態とされることにより、心電信号SS
が得られた直後の脈波の始点（第４図においてａ
点）が前記接地電圧を示す基線ｂ上のa′点とされ
る。この場合において、２番目の脈波に基づいて
も酸素飽和度を測定する場合等においては、２番
目の脈波の始点でもある１番目の脈波の終点（第
４図においてｃ点）が基線ｂ上のc′点に戻される
こととなる。本実施例においては、脈波始点復帰
回路２６，２８およびステツプS3が脈波始点復
帰手段に相当する。続くステツプS4においては、
１脈波にそれぞれ相当する脈波信号SM1および
SM2が採取されたか否かが判断される。この判
断が否定された場合にはステツプS4が繰り返し
実行されるが、１脈波がそれぞれ採取されたと判
断された場合には、ステツプS5の酸素飽和度決
定ルーチンが実行される。この酸素飽和度決定ル
ーチンにおいては、脈波信号SM1，SM2に基づ
く各脈波の振幅値がそれぞれ決定され且つ両振幅
値の比が算出されるとともに、その比に基づいて
予め定められた関係から血液中の酸素飽和度が決
定される。上記脈波の振幅値は、たとえば第４図
に示すように、脈波の始点a′と終点ｃとを結ぶ直
線ｄに基づいて距離ｅとして求められる。次に、
ステツプS6が実行されて、測定された酸素飽和
度が表示器４６に表示される。
点灯信号SOF1，SOF2が出力されて光源１０，
１２が点灯されるとともに、ステツプS2が実行
されることにより、心電信号SSが入力されて心
電波中のＲ波が検出されたか否かが判断される。
このステツプS2は、心電波検出手段により検出
された心電波の１周期内の波形のうち脈波の始点
と一定の時間関係にある予め定められた部分波形
を検出する本考案の部分波形検出手段に相当する
ものであつて、本実施例では、Ｒ波が上記部分波
形に対応するものである。この判断が否定された
場合にはステツプS2が繰り返し実行されるが、
肯定された場合には続くステツプS3が実行され
て、心電信号SSに同期して復帰信号SRが脈波始
点復帰回路２６，２８へ出力されて接地スイツチ
５２が閉状態とされることにより、心電信号SS
が得られた直後の脈波の始点（第４図においてａ
点）が前記接地電圧を示す基線ｂ上のa′点とされ
る。この場合において、２番目の脈波に基づいて
も酸素飽和度を測定する場合等においては、２番
目の脈波の始点でもある１番目の脈波の終点（第
４図においてｃ点）が基線ｂ上のc′点に戻される
こととなる。本実施例においては、脈波始点復帰
回路２６，２８およびステツプS3が脈波始点復
帰手段に相当する。続くステツプS4においては、
１脈波にそれぞれ相当する脈波信号SM1および
SM2が採取されたか否かが判断される。この判
断が否定された場合にはステツプS4が繰り返し
実行されるが、１脈波がそれぞれ採取されたと判
断された場合には、ステツプS5の酸素飽和度決
定ルーチンが実行される。この酸素飽和度決定ル
ーチンにおいては、脈波信号SM1，SM2に基づ
く各脈波の振幅値がそれぞれ決定され且つ両振幅
値の比が算出されるとともに、その比に基づいて
予め定められた関係から血液中の酸素飽和度が決
定される。上記脈波の振幅値は、たとえば第４図
に示すように、脈波の始点a′と終点ｃとを結ぶ直
線ｄに基づいて距離ｅとして求められる。次に、
ステツプS6が実行されて、測定された酸素飽和
度が表示器４６に表示される。
このように本実施例によれば、たとえ、生体の
体動等に起因する比較的低周波数の、ハイパスフ
イルタ２２，２４により除去し得なかつたノイズ
が脈波に混入したとしても、Ｒ波の検出を示す心
電信号SSに同期してその心電信号SSの直後に得
られる脈波の始点が接地電圧（基線ｂ）に戻され
て、この基線ｂを始点として脈波が描かれること
となるので、脈波信号SM1，SM2の大きさが
Ａ／Ｄ変換器３０，３２のダイナミツクレンジ内
に確実に収容されて、脈波の振幅値、ひいては血
液中の酸素飽和度が確実に測定される一方、たと
え脈波にその脈波と略同様の周波数成分を有する
ノイズが混入したとしても、ノイズが混入した脈
波自身でなく心電信号SSに基づいて脈波の始点
が基線ｂに戻されるので、そのノイズにより脈波
の基線を戻すタイミングがずれることがなく、こ
れにより、脈波の振幅値、ひいては血液中の酸素
飽和度が一層精度良く測定されるのである。
体動等に起因する比較的低周波数の、ハイパスフ
イルタ２２，２４により除去し得なかつたノイズ
が脈波に混入したとしても、Ｒ波の検出を示す心
電信号SSに同期してその心電信号SSの直後に得
られる脈波の始点が接地電圧（基線ｂ）に戻され
て、この基線ｂを始点として脈波が描かれること
となるので、脈波信号SM1，SM2の大きさが
Ａ／Ｄ変換器３０，３２のダイナミツクレンジ内
に確実に収容されて、脈波の振幅値、ひいては血
液中の酸素飽和度が確実に測定される一方、たと
え脈波にその脈波と略同様の周波数成分を有する
ノイズが混入したとしても、ノイズが混入した脈
波自身でなく心電信号SSに基づいて脈波の始点
が基線ｂに戻されるので、そのノイズにより脈波
の基線を戻すタイミングがずれることがなく、こ
れにより、脈波の振幅値、ひいては血液中の酸素
飽和度が一層精度良く測定されるのである。
また、本実施例によれば、接地電圧を始点とし
て脈波が描かれるので、前記Ａ／Ｄ変換器３０，
３２としてダイナミツクレンジが比較的広いもの
を使用した場合には、より高分解能の測定が可能
となる利点がある。
て脈波が描かれるので、前記Ａ／Ｄ変換器３０，
３２としてダイナミツクレンジが比較的広いもの
を使用した場合には、より高分解能の測定が可能
となる利点がある。
また、本実施例によれば、対数演算器１８，２
０により前記電気信号SV1，SV2の対数が取られ
るように構成されていることにより、前記脈動に
よる変動項が大幅に簡単化されるとともに、脈波
信号SM1，SM2の各振幅値の比と酸素飽和度と
の間の前記一定の関係がリニアな関係となる利点
がある。
０により前記電気信号SV1，SV2の対数が取られ
るように構成されていることにより、前記脈動に
よる変動項が大幅に簡単化されるとともに、脈波
信号SM1，SM2の各振幅値の比と酸素飽和度と
の間の前記一定の関係がリニアな関係となる利点
がある。
なお、前述の実施例においては、ハイパスフイ
ルタ２２，２４とは別個に脈波始点復帰回路２
６，２８が設けられているが、脈波始点復帰回路
２６，２８と同様の回路をハイパスフイルタ内に
設けることも可能である。
ルタ２２，２４とは別個に脈波始点復帰回路２
６，２８が設けられているが、脈波始点復帰回路
２６，２８と同様の回路をハイパスフイルタ内に
設けることも可能である。
また、前述の実施例において、脈波始点復帰回
路２６，２８はコンデンサ４８および接地スイツ
チ５２等を有するAC結合回路にて構成されてい
るが、必ずしもそのように構成する必要はなく、
たとえば第５図に示すように、アンプ５６、比較
器５８、およびランプ発生回路６０を有するDC
結合回路にて構成しても良い。この場合において
は、ランプ発生回路６０に心電信号SSに同期し
て復帰信号SRが供給される一方、ランプ発生回
路６０は比較器５８から入力される信号に対応す
る大きさの信号を次の復帰信号SRが供給される
までの間アンプ５６へ出力し、アンプ５６はその
ランプ発生回路６０から入力された信号を脈波信
号SM1，SM2に加算した状態の信号をＡ／Ｄ変
換器３０，３２へ出力することとなる。
路２６，２８はコンデンサ４８および接地スイツ
チ５２等を有するAC結合回路にて構成されてい
るが、必ずしもそのように構成する必要はなく、
たとえば第５図に示すように、アンプ５６、比較
器５８、およびランプ発生回路６０を有するDC
結合回路にて構成しても良い。この場合において
は、ランプ発生回路６０に心電信号SSに同期し
て復帰信号SRが供給される一方、ランプ発生回
路６０は比較器５８から入力される信号に対応す
る大きさの信号を次の復帰信号SRが供給される
までの間アンプ５６へ出力し、アンプ５６はその
ランプ発生回路６０から入力された信号を脈波信
号SM1，SM2に加算した状態の信号をＡ／Ｄ変
換器３０，３２へ出力することとなる。
また、前述の実施例においては、脈波の始点
a′と終点ｃとを結ぶ直線ｄに基づいて振幅値ｅが
求められているが、必ずしもその必要はなく、た
とえば第４図において、第１番目の脈波について
は基線ｂと直線ｄとの間の距離をその脈波に加算
し、あるいは第２番目の脈波については基線ｂと
直線ｆとの間の距離をその脈波から減算すること
により、１脈波内におけるうねりによる歪を除去
して波形を補正し、かかる脈波に基づいて振幅値
を求めるようにしても良い。
a′と終点ｃとを結ぶ直線ｄに基づいて振幅値ｅが
求められているが、必ずしもその必要はなく、た
とえば第４図において、第１番目の脈波について
は基線ｂと直線ｄとの間の距離をその脈波に加算
し、あるいは第２番目の脈波については基線ｂと
直線ｆとの間の距離をその脈波から減算すること
により、１脈波内におけるうねりによる歪を除去
して波形を補正し、かかる脈波に基づいて振幅値
を求めるようにしても良い。
また、前述の実施例においては、脈波信号
SM1，SM2がそれぞれ表す１脈波の各振幅値の
比に基づいて酸素飽和度が決定されているが、必
ずしもその必要はなく、たとえば、それら１脈波
に対応する脈波信号SM1，SM2を積分して両積
分値の比に基づいて酸素飽和度を決定するように
しても良い。かかる積分値は、通常、前記振幅値
に比例するからである。
SM1，SM2がそれぞれ表す１脈波の各振幅値の
比に基づいて酸素飽和度が決定されているが、必
ずしもその必要はなく、たとえば、それら１脈波
に対応する脈波信号SM1，SM2を積分して両積
分値の比に基づいて酸素飽和度を決定するように
しても良い。かかる積分値は、通常、前記振幅値
に比例するからである。
また、前述の実施例においては、透過光に基づ
いて酸素飽和度が測定されているが、動脈まで達
した状態で反射する反射光に基づいて酸素飽和度
を測定する形式のオキシメータにおいても本考案
を適用し得ることは勿論である。
いて酸素飽和度が測定されているが、動脈まで達
した状態で反射する反射光に基づいて酸素飽和度
を測定する形式のオキシメータにおいても本考案
を適用し得ることは勿論である。
また、前述の実施例においては、光源が一対設
けられており且つ光センサが一個だけ設けられて
いるが、必ずしもその必要はなく、たとえば、一
対の光源に対してそれぞれ別々に光センサを設け
ても良いし、あるいは、光源を一個だけ設け且つ
光センサを一対設けても良い。後者の場合におい
ては、各光センサに赤色光を通すフイルタおよび
赤外光を通すフイルタがそれぞれ設けられること
となる。
けられており且つ光センサが一個だけ設けられて
いるが、必ずしもその必要はなく、たとえば、一
対の光源に対してそれぞれ別々に光センサを設け
ても良いし、あるいは、光源を一個だけ設け且つ
光センサを一対設けても良い。後者の場合におい
ては、各光センサに赤色光を通すフイルタおよび
赤外光を通すフイルタがそれぞれ設けられること
となる。
その他、本考案はその趣旨を逸脱しない範囲に
おいて種々変更が加えられ得るものである。
おいて種々変更が加えられ得るものである。
第１図は本考案が適用されたオキシメータの制
御回路を示すブロツク線図である。第２図は第１
図の脈波始点復帰回路の一例を示す図である。第
３図は第１図のオキシメータの作動を説明するた
めのフローチヤートである。第４図は第１図のオ
キシメータにおいて採取された脈波の１例を示す
図である。第５図は第１図の脈波始点回路の他の
例を示す図である。第６図は生体の構造を模式的
に示す図である。 ２６，２８……脈波始点復帰回路（脈波始点復
帰手段）、３８……心電センサ（心電波検出手
段）、ステツプS2……部分脈波検出手段、ステツ
プS3……脈波始点復帰手段。
御回路を示すブロツク線図である。第２図は第１
図の脈波始点復帰回路の一例を示す図である。第
３図は第１図のオキシメータの作動を説明するた
めのフローチヤートである。第４図は第１図のオ
キシメータにおいて採取された脈波の１例を示す
図である。第５図は第１図の脈波始点回路の他の
例を示す図である。第６図は生体の構造を模式的
に示す図である。 ２６，２８……脈波始点復帰回路（脈波始点復
帰手段）、３８……心電センサ（心電波検出手
段）、ステツプS2……部分脈波検出手段、ステツ
プS3……脈波始点復帰手段。
Claims (1)
- 【実用新案登録請求の範囲】 生体に波長の異なる所定の光を照射して該光の
透過光または反射光をそれぞれ検出し、該透過光
または反射光に基づいてそれ等の変動成分である
脈波をそれぞれ求めるとともに該脈波の振幅値を
比較することにより血液中の酸素飽和度を測定す
る形式のオキシメータであつて、 前記生体からその心拍に同期して周期的に発生
する心電波を検出する心電波検出手段と、 該心電波検出手段により検出された前記心電波
の１周期内の波形のうち、前記脈波の始点と一定
の時間関係にある予め定められた部分波形を逐次
検出する部分波形検出手段と、 前記部分波形の検出に同期して前記脈波の始点
を予め定められた基準位置に戻す脈波始点復帰手
段と、 を含むことを特徴とするオキシメータ。
Priority Applications (1)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| JP15081387U JPH0517047Y2 (ja) | 1987-10-01 | 1987-10-01 |
Applications Claiming Priority (1)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| JP15081387U JPH0517047Y2 (ja) | 1987-10-01 | 1987-10-01 |
Publications (2)
| Publication Number | Publication Date |
|---|---|
| JPS6456208U JPS6456208U (ja) | 1989-04-07 |
| JPH0517047Y2 true JPH0517047Y2 (ja) | 1993-05-07 |
Family
ID=31424288
Family Applications (1)
| Application Number | Title | Priority Date | Filing Date |
|---|---|---|---|
| JP15081387U Expired - Lifetime JPH0517047Y2 (ja) | 1987-10-01 | 1987-10-01 |
Country Status (1)
| Country | Link |
|---|---|
| JP (1) | JPH0517047Y2 (ja) |
-
1987
- 1987-10-01 JP JP15081387U patent/JPH0517047Y2/ja not_active Expired - Lifetime
Also Published As
| Publication number | Publication date |
|---|---|
| JPS6456208U (ja) | 1989-04-07 |
Similar Documents
| Publication | Publication Date | Title |
|---|---|---|
| EP0335357B1 (en) | Improved method and apparatus for detecting optical pulses | |
| KR101286402B1 (ko) | 휴대용 진단 기구 | |
| US5226417A (en) | Apparatus for the detection of motion transients | |
| US10987007B2 (en) | Method of processing electrophysiological signals and corresponding system, vehicle, and computer program product | |
| US4863265A (en) | Apparatus and method for measuring blood constituents | |
| US4759369A (en) | Pulse oximeter | |
| US6845263B2 (en) | Heart-sound detecting apparatus and pulse-wave-propagation-velocity-relating-information obtaining system using the heart-sound detecting apparatus | |
| US7215987B1 (en) | Method and apparatus for processing signals reflecting physiological characteristics | |
| CN101327121B (zh) | 一种生理参数测量装置 | |
| US20090204012A1 (en) | Apparatus and method for determining a physiological parameter | |
| JP2000005153A (ja) | 一致度認識ユニット | |
| JPS63252239A (ja) | 反射型オキシメ−タ | |
| Khanoka et al. | Sympathetically induced spontaneous fluctuations of the photoplethysmographic signal | |
| Metshein et al. | Study of electrode locations for joint acquisition of impedance-and electro-cardiography signals | |
| JPH0517047Y2 (ja) | ||
| CN114587307A (zh) | 一种基于电容耦合电极的非接触血压检测仪及方法 | |
| JPH09215664A (ja) | 自律神経機能評価装置 | |
| Gomez-Clapers et al. | A novel method to obtain proximal plethysmographic information from distal measurements using the impedance plethysmogram | |
| EP2073695A1 (en) | Method and apparatus for processing signals reflecting physiological characteristics | |
| JPH10328148A (ja) | 自律神経機能評価装置 | |
| Huotari et al. | Arterial pulse wave analysis based on PPG and EMFi measurements | |
| Boltrukiewicz et al. | Novel approach to processing of a PPG signal | |
| RU24629U1 (ru) | Устройство для проведения психофизиологических исследований | |
| RU54750U1 (ru) | Устройство автоматизированного контроля показателей вегетативной нервной системы, гематокрита и водного баланса огранизма в реальном времени | |
| JPS61162932A (ja) | 脈波測定装置 |