JPH0823562B2 - 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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- JPH0823562B2 JPH0823562B2 JP1308939A JP30893989A JPH0823562B2 JP H0823562 B2 JPH0823562 B2 JP H0823562B2 JP 1308939 A JP1308939 A JP 1308939A JP 30893989 A JP30893989 A JP 30893989A JP H0823562 B2 JPH0823562 B2 JP H0823562B2
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Landscapes
- Investigating Or Analysing Materials By Optical Means (AREA)
- Investigating Or Analysing Biological Materials (AREA)
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。
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。
［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、散乱によつて変化し、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つ
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62−186135
号、特願昭62−186136号として出願されている。
及び粒子による吸収、散乱によつて変化し、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つ
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62−186135
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）,204（波長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、光フアイバ205,206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
フオトダイオード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。
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）,204（波長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、光フアイバ205,206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
フオトダイオード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。
アナログスイツチ209は、パルス発生器201よりの信号
によりスイツチSW1,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ツチSW1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210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212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204による反射光強度（波長800nmの光の反
射光強度）も同様に、スイツチ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（I1/I2）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。
によりスイツチSW1,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ツチSW1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210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212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204による反射光強度（波長800nmの光の反
射光強度）も同様に、スイツチ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（I1/I2）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。
［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は共にパルス信号により駆
動されており、フオトダイオード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。
は、発光ダイオード203,204は共にパルス信号により駆
動されており、フオトダイオード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。
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
くなつたり、発熱が大きくなつて発光波長が変化するな
どの問題があつた。また、さらに信号成分にフオトダイ
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、暗電流の小さいフオトダイオ
ードやバイアス電流の小さい増幅器が必要になり、その
ようなフオトダイオードや増幅器を用いることは装置の
コストアツプになつていた。
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
くなつたり、発熱が大きくなつて発光波長が変化するな
どの問題があつた。また、さらに信号成分にフオトダイ
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、暗電流の小さいフオトダイオ
ードやバイアス電流の小さい増幅器が必要になり、その
ようなフオトダイオードや増幅器を用いることは装置の
コストアツプになつていた。
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。
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。
［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検知し
て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、前記第１及び第２の交
流信号のそれぞれに同期して復調する工程と、 復調された信号のそれぞれより前記第１或は第２の交
流信号の周波数成分を除去して第１と第２の反応光強度
信号を取り出す工程と、 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。
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検知し
て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、前記第１及び第２の交
流信号のそれぞれに同期して復調する工程と、 復調された信号のそれぞれより前記第１或は第２の交
流信号の周波数成分を除去して第１と第２の反応光強度
信号を取り出す工程と、 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本発明の酸素飽和度の
測定装置は以下のような構成を備える。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
射光強度を検知して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する分離手段と、 前記分離手段により分離された各信号を前記第１及び
第２の交流信号のそれぞれに同期して復調する復調手段
と、 前記復調手段により復調された各信号より前記第１及
び第２の交流信号の周波数成分を除去して第１と第２の
反射光強度信号を出力する低域フィルタ手段と、 前記低域フィルタ手段より出力される前記第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。
測定装置は以下のような構成を備える。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
射光強度を検知して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する分離手段と、 前記分離手段により分離された各信号を前記第１及び
第２の交流信号のそれぞれに同期して復調する復調手段
と、 前記復調手段により復調された各信号より前記第１及
び第２の交流信号の周波数成分を除去して第１と第２の
反射光強度信号を出力する低域フィルタ手段と、 前記低域フィルタ手段より出力される前記第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１と第２の交流信号により発光源のそれぞれを発光
駆動し、それら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検知して電気信号に変換する。この
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、その分離された各信号を第１及び
第２の交流信号のそれぞれに同期して復調する。こうし
て復調された各信号より第１及び第２の交流信号の周波
数成分を除去して第１と第２の反射光強度信号を出力
し、こうして出力される前記第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。
る第１と第２の交流信号により発光源のそれぞれを発光
駆動し、それら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検知して電気信号に変換する。この
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、その分離された各信号を第１及び
第２の交流信号のそれぞれに同期して復調する。こうし
て復調された各信号より第１及び第２の交流信号の周波
数成分を除去して第１と第２の反射光強度信号を出力
し、こうして出力される前記第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。
細に説明する。
［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
すブロツク図で、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。
すブロツク図で、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（f1,f2）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A
C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）信号に同期して反応する発光ダイオー
ド（17,18）を駆動して発光させている。従つて、発光
ダイオード17は、例えば波長660nmで周波数f1で点滅す
る光を発光し、発光ダイオード18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。
周波数を有するAC（サイン波形）信号（f1,f2）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A
C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）信号に同期して反応する発光ダイオー
ド（17,18）を駆動して発光させている。従つて、発光
ダイオード17は、例えば波長660nmで周波数f1で点滅す
る光を発光し、発光ダイオード18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つの光信号は血液中（図示せず）に照射さ
れ、その反射光強度がフオトダイオード19により検出さ
れる。20は検出増幅器で、フオトダイオード19が出力す
る電流を電圧信号41に変換している。よつて、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
圧信号となつている。21はハイパスフイルタ（HPF）、2
2はローパスフイルタ（LPF）で、これらフイルタにより
電圧信号41に含まれるノイズ成分がカツトされる。
れ、その反射光強度がフオトダイオード19により検出さ
れる。20は検出増幅器で、フオトダイオード19が出力す
る電流を電圧信号41に変換している。よつて、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
圧信号となつている。21はハイパスフイルタ（HPF）、2
2はローパスフイルタ（LPF）で、これらフイルタにより
電圧信号41に含まれるノイズ成分がカツトされる。
23,24は共に帯域フイルタ（BPF）で、帯域フイルタ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、帯域フイルタ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
フイルタ23,24により分離された信号のそれぞれは、周
波数f1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f2の信号成分を同期検波している。
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、帯域フイルタ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
フイルタ23,24により分離された信号のそれぞれは、周
波数f1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f2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
ローパスフイルタ（LPF）27により周波数f1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、さらにローパスフイルタ（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18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
ローパスフイルタ（LPF）27により周波数f1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、さらにローパスフイルタ（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18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
（11/I2）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。
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
（11/I2）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。
［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。
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17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13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REF1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13も同様にREF2を出力して、同期復調器26よりの
検波信号出力が最大になるように調整される。
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17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13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REF1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13も同様にREF2を出力して、同期復調器26よりの
検波信号出力が最大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オトダイオ
ード19により検出され、検出増幅器20により電圧信号41
に返還される。この電圧信号41は150Hzのローパスフイ
ルタ21と5KHzのハイパスフイルタ22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。
ード19により検出され、検出増幅器20により電圧信号41
に返還される。この電圧信号41は150Hzのローパスフイ
ルタ21と5KHzのハイパスフイルタ22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
23,24に入力される。帯域フイルタ23は250Hzのハイパス
フイルタ23aと、400Hzのローパスフイルタ23bとで構成
されており、250Hz〜400Hzの通過帯域特性を有する３次
のバターワースタイプのフイルタである。従つて、この
帯域フイルタ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、帯域フイルタ24は600Hzのハ
イパスフイルタ24aと、920Hzのローパスフイルタ24b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プのフイルタである。よつ
て、この帯域フイルタ24は、740Hz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。
23,24に入力される。帯域フイルタ23は250Hzのハイパス
フイルタ23aと、400Hzのローパスフイルタ23bとで構成
されており、250Hz〜400Hzの通過帯域特性を有する３次
のバターワースタイプのフイルタである。従つて、この
帯域フイルタ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、帯域フイルタ24は600Hzのハ
イパスフイルタ24aと、920Hzのローパスフイルタ24b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プのフイルタである。よつ
て、この帯域フイルタ24は、740Hz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よりの移相調整され
た参照信号REF1を入力して、帯域フイルタ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、5Hzのロー
パスフイルタ27により、320Hzの信号成分を除去して、
帯域フイルタ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17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
18よりの光の反射光強度信号を検出し、5Hzのローパス
フイルタ28により740Hzの周波数成分を除去して直流電
圧信号を取出している。
た参照信号REF1を入力して、帯域フイルタ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、5Hzのロー
パスフイルタ27により、320Hzの信号成分を除去して、
帯域フイルタ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17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
18よりの光の反射光強度信号を検出し、5Hzのローパス
フイルタ28により740Hz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。
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。
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。
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。
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、100Hz〜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、100Hz〜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。
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。
［発明の効果］ 以上説明したように本発明によれば、酸素飽和度の演
算に用いる反射光強度を示す信号の周波数レンジを狭く
することができるため、低価格な回路でも反射光強度の
S/N比を高くして、精度良く検出できるという効果があ
る。
算に用いる反射光強度を示す信号の周波数レンジを狭く
することができるため、低価格な回路でも反射光強度の
S/N比を高くして、精度良く検出できるという効果があ
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
すブロツク図、 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図は実施例のフオトダイオードの信号検出回路の具
体例を示すブロツク図、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ツク図である。 図中、11,12……発振器、13……移相器、15,16……増幅
駆動回路、17,18……発光ダイオード、19……フオトダ
イオード、20……検出増幅器、21,23a,24a……ハイパス
フイルタ（HPF）、22,27,28……ローパスフイルタ（LP
F）、23,24……帯域フイルタ（BPF）、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。
すブロツク図、 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図は実施例のフオトダイオードの信号検出回路の具
体例を示すブロツク図、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ツク図である。 図中、11,12……発振器、13……移相器、15,16……増幅
駆動回路、17,18……発光ダイオード、19……フオトダ
イオード、20……検出増幅器、21,23a,24a……ハイパス
フイルタ（HPF）、22,27,28……ローパスフイルタ（LP
F）、23,24……帯域フイルタ（BPF）、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。
フロントページの続き (56)参考文献 特開 平３−86152（ＪＰ，Ａ) 特開 平２−1216（ＪＰ，Ａ) 特開 昭61−276541（ＪＰ，Ａ) 特開 昭63−92335（ＪＰ，Ａ) 特開 昭64−29739（ＪＰ，Ａ) 特開 昭62−251661（ＪＰ，Ａ) 特開 昭49−69391（ＪＰ，Ａ)
Claims (2)
- 【請求項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検知して
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、前記第１及び第２の交流
信号のそれぞれに同期して復調する工程と、 復調された信号のそれぞれより前記第１或は第２の交流
信号の周波数成分を除去して第１と第２の反射光強度信
号を取り出す工程と、 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。 - 【請求項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
光強度を検知して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する分離手段と、 前記分離手段により分離された各信号を前記第１及び第
２の交流信号のそれぞれに同期して復調する復調手段
と、 前記復調手段により復調された各信号より前記第１及び
第２の交流信号の周波数成分を除去して第１と第２の反
射光強度信号を出力する低域フィルタ手段と、 前記低域フィルタ手段より出力される前記第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。
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 JPH03170866A (ja) | 1991-07-24 |
| JPH0823562B2 true 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) |
Families Citing this family (12)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| US8219170B2 (en) | 2006-09-20 | 2012-07-10 | Nellcor Puritan Bennett Llc | System and method for practicing spectrophotometry using light emitting nanostructure devices |
| US7574245B2 (en) | 2006-09-27 | 2009-08-11 | Nellcor Puritan Bennett Llc | Flexible medical sensor enclosure |
| US7684842B2 (en) | 2006-09-29 | 2010-03-23 | Nellcor Puritan Bennett Llc | System and method for preventing sensor misuse |
| 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 |
| JP4961280B2 (ja) * | 2007-06-25 | 2012-06-27 | 株式会社日立メディコ | 生体光計測装置 |
| US8750953B2 (en) | 2008-02-19 | 2014-06-10 | Covidien Lp | Methods and systems for alerting practitioners to physiological conditions |
| US9895068B2 (en) | 2008-06-30 | 2018-02-20 | Covidien Lp | Pulse oximeter with wait-time indication |
| 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 |
| JP2020062063A (ja) | 2017-03-31 | 2020-04-23 | 国立大学法人九州大学 | 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 |
Family Cites Families (7)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| US3799672A (en) * | 1972-09-15 | 1974-03-26 | Us Health Education & Welfare | Oximeter for monitoring oxygen saturation in blood |
| AU571369B2 (en) * | 1985-02-28 | 1988-04-14 | Boc Group, Inc., The | Oximeter |
| JPH071273B2 (ja) * | 1986-04-25 | 1995-01-11 | 節雄 高谷 | 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 |
| US4714080A (en) * | 1986-10-06 | 1987-12-22 | Nippon Colin Co., Ltd. | Method and apparatus for noninvasive monitoring of arterial blood oxygen saturation |
| JPH07113604B2 (ja) * | 1987-07-24 | 1995-12-06 | テルモ株式会社 | ヘモグロビン濃度測定装置 |
| US4848901A (en) * | 1987-10-08 | 1989-07-18 | Critikon, Inc. | Pulse oximeter sensor control system |
| 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
Also Published As
| Publication number | Publication date |
|---|---|
| JPH03170866A (ja) | 1991-07-24 |
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Legal Events
| Date | Code | Title | Description |
|---|---|---|---|
| LAPS | Cancellation because of no payment of annual fees |