【０００１】[0001]
【発明の属する技術分野】本発明は、発光ダイオードを
光源として生体組織の透過光または反射光を測定し、血
液中の光吸収物質の濃度を求める血中光吸収物質濃度測
定装置の改良に関する。BACKGROUND OF THE INVENTION 1. Field of the Invention The present invention relates to an improved blood light absorbing substance concentration measuring apparatus for measuring the transmitted light or reflected light of a living tissue using a light emitting diode as a light source to obtain the concentration of the light absorbing substance in blood.
【０００２】[0002]
【従来の技術】生体組織の透過光または反射光の脈動分
は血液中の吸光物質の吸光特性の情報を持っている。従
って、複数の波長で組織の透過光または反射光の脈動分
を測定することにより、血液中の複数の吸光物質の濃度
の比を測定することができる。2. Description of the Related Art The pulsating component of transmitted light or reflected light of a living tissue has information on the absorption characteristics of a light-absorbing substance in blood. Therefore, by measuring the pulsating component of the transmitted light or the reflected light of the tissue at a plurality of wavelengths, the ratio of the concentrations of a plurality of light-absorbing substances in blood can be measured.
【０００３】この原理の一つの応用として、動脈血の酸
素飽和度を無侵襲連続測定する装置であるパルスオキシ
メータがある。その他にもこの原理は広い応用を持って
おり、この基本原理をパルスフォトメトリと総称してい
る。パルスフォトメトリの光源に用いられるのは主とし
て発光ダイオード（以下、ＬＥＤと称する）である。Ｌ
ＥＤは、必要な波長に限定した光を発するので、発熱が
小で、しかも光フィルタが無用になるので、大変有用で
ある。As one application of this principle, there is a pulse oximeter which is a non-invasive continuous measuring apparatus for oxygen saturation of arterial blood. In addition, this principle has a wide range of applications, and this basic principle is collectively called pulse photometry. A light emitting diode (hereinafter, referred to as an LED) is mainly used as a light source of pulse photometry. L
Since the ED emits light limited to the required wavelength, it generates a small amount of heat, and an optical filter is unnecessary, which is very useful.
【０００４】ＬＥＤの温度が変化すると、ＬＥＤの光ス
ペクトルが変化する（「光デバイス」末松安晴著、コロ
ナ社、「発光ダイオード」奥野保男著、産業図書、参
照）。測定対象である血中吸光物質の吸光係数は波長依
存性であるから、ＬＥＤスペクトルが変化すれば、吸光
物質の濃度比の測定値は誤差を生じる。When the temperature of the LED changes, the light spectrum of the LED changes (see "Optical Device" by Yasuharu Suematsu, Corona Publishing Co., Ltd., "Light Emitting Diode" by Yasuo Okuno, Sangyo Tosho). Since the absorption coefficient of the blood-absorbing substance to be measured is wavelength-dependent, if the LED spectrum changes, an error will occur in the measured value of the concentration ratio of the absorbing substance.
【０００５】ＬＥＤの温度の主要な決定因子は、室温、
体温、ＬＥＤ自身の発熱、およびプローブの保温効果等
である。室温は一般的に20〜35゜C が想定される。体温
は比較的一定であるが、発熱や人為的な低体温により変
化する。プローブの装着部位の温度と体温との差異は状
況によって異なる。これらのせいでパルスフォトメトリ
においては、ＬＥＤの温度変化による測定誤差が生じ
る。The main determinant of LED temperature is room temperature,
These are the body temperature, the heat generated by the LED itself, and the heat retaining effect of the probe. Room temperature is generally assumed to be 20 to 35 ° C. Body temperature is relatively constant, but changes with fever and artificial hypothermia. The difference between the temperature of the part where the probe is attached and the body temperature varies depending on the situation. Due to these, in the pulse photometry, a measurement error occurs due to the temperature change of the LED.
【０００６】例として、パルスオキシメータの場合を説
明する。図８にパルスオキシメータの構成を示す。この
図に示すようにプローブ１には２個のＬＥＤ２、３と１
個のフォトダイオード４が組み込まれている。この２個
のＬＥＤ２、３は、ＬＥＤ制御回路１５により制御され
るドライブ回路５により交互に電流が供給されて、それ
ぞれ異なった波長で発光する。ドライブ回路５は、ＬＥ
Ｄ２、３にそれぞれ対応する２個のトランジスタ５１、
５２と、２個のアンプ５３、５４と、電流制限用の２個
の抵抗５５、５６とから成る。ＬＥＤ２，３から出た光
は生体組織１６を透過してフォトダイオード４によって
受光され電気信号に変換される。この電気信号はアンプ
６によって増幅され、マルチプレクサ７によって各波長
の信号に振り分けられ、平滑回路８、９によってそれぞ
れが連続した信号とされる。これらの信号は次のマルチ
プレクサ１０によって所定のタイミングでＡＤ変換器１
２に与えられ、これによりＡＤ変換され、コンピュータ
１３に取り込まれる。マルチプレクサ７、１０はマルチ
プレクサ制御回路１１によりその信号を切換えるタイミ
ングを制御される。このマルチプレクサ制御回路１１お
よびＬＥＤ制御回路１５はコンピュータ１３に制御され
る。コンピュータ１３は、ＡＤ変換器１２から与えられ
るデータを処理して、酸素飽和度を求め、その結果を表
示器１４に表示させる。As an example, the case of a pulse oximeter will be described. FIG. 8 shows the configuration of the pulse oximeter. As shown in this figure, the probe 1 has two LEDs 2, 3 and 1
Each photodiode 4 is incorporated. A current is alternately supplied to the two LEDs 2 and 3 by the drive circuit 5 controlled by the LED control circuit 15 to emit light of different wavelengths. The drive circuit 5 is LE
Two transistors 51 corresponding to D2 and D3,
52, two amplifiers 53 and 54, and two current limiting resistors 55 and 56. The light emitted from the LEDs 2 and 3 passes through the living tissue 16 and is received by the photodiode 4 to be converted into an electric signal. The electric signal is amplified by the amplifier 6, distributed by the multiplexer 7 into signals of respective wavelengths, and made smooth by the smoothing circuits 8 and 9. These signals are supplied to the AD converter 1 at a predetermined timing by the next multiplexer 10.
2 and is AD-converted by this, and taken into the computer 13. The multiplexers 7 and 10 are controlled by the multiplexer control circuit 11 at the timing of switching their signals. The multiplexer control circuit 11 and the LED control circuit 15 are controlled by the computer 13. The computer 13 processes the data provided from the AD converter 12 to obtain the oxygen saturation, and displays the result on the display 14.
【０００７】ここでコンピュータ１３が、組織透過光の
データから酸素飽和度を求めるまでの処理について説明
する。まず組織透過光のデータから酸素飽和度を求める
原理を説明すると次のようになる。Now, the process by which the computer 13 obtains the oxygen saturation level from the data of the tissue transmitted light will be described. First, the principle of obtaining the oxygen saturation from the data of the tissue transmitted light is as follows.
【０００８】２つの波長それぞれについて脈動する組織
透過光の拍毎の最大値をId1 、Id2、最小値をIs1,Is2
として、次のようにΔA1、ΔA2、Φを定義する。 ΔA1＝Log(Id1/Is1), ΔA2＝Log(Id2/Is2) Φ＝ΔA1/ ΔA2＝Log(Id1/Is1)／Log(Id2/Is2) ……（１）The maximum value of each pulse of the tissue transmitted light pulsating for each of the two wavelengths is Id1, Id2, and the minimum value is Is1, Is2.
Then, ΔA1, ΔA2, and Φ are defined as follows. ΔA1 = Log (Id1 / Is1), ΔA2 = Log (Id2 / Is2) Φ = ΔA1 / ΔA2 = Log (Id1 / Is1) / Log (Id2 / Is2) (1)
【０００９】この値は、動脈血の酸素飽和度と１対１に
対応するものであって、適当な変換表または数式に基づ
いて酸素飽和度に変換することができる。This value has a one-to-one correspondence with the oxygen saturation of arterial blood and can be converted into oxygen saturation based on an appropriate conversion table or mathematical formula.
【００１０】この変換は理論的には次の式で示される。 Φ＝ΔA1/ ΔA2＝[{Eh1(Eh1+F)}1/2-Ex1]/[{Eh2(Eh2+F)}1/2-Ex2] ……（２） ただし、Eh1=SEo1+(1-S)Er1,Eh2=SEo2+(1-S)Er2,S は動
脈血の酸素飽和度，Fは血液の散乱係数，Ex1,Ex2 はプ
ローブの構造と波長とによってあらかじめ決められてい
る定数である。This conversion is theoretically expressed by the following equation. Φ = ΔA1 / ΔA2 ＝ [{Eh1 (Eh1 + F)}1/2 -Ex1] / [{Eh2 (Eh2 + F)}1/2 -Ex2] (2) However, Eh1 = SEo1 + (1- S) Er1, Eh2 = SEo2 + (1-S) Er2, S is the oxygen saturation of arterial blood, F is the scattering coefficient of blood, and Ex1 and Ex2 are constants determined in advance by the structure and wavelength of the probe.
【００１１】Eo1,Er1,Eo2,Er2 は２つのＬＥＤの波長λ
1,λ2 それぞれにおける酸化ヘモグロビンO2Hb, 還元ヘ
モグロビンRHb の吸光係数である。しかし実際はＬＥＤ
の発光波長が単一ではなく、あるスペクトルを持ってい
るので、これらは次の式で計算して求め、実効吸光係数
と名付ける。 Eo1=Σ[Eo(λ)* L1(λ)]/ Σ L1(λ) ……（３） Eo2=Σ[Eo(λ)* L2(λ)]/ Σ L2(λ) ……（４） Er1=Σ[Er(λ)* L1(λ)]/ Σ L1(λ) ……（５） Er2=Σ[Er(λ)* L2(λ)]/ Σ L2(λ) ……（６）Eo1, Er1, Eo2, Er2 are the wavelengths λ of the two LEDs
This is the extinction coefficient of oxyhemoglobin O2Hb and reduced hemoglobin RHb at 1 and λ2, respectively. But actually the LED
Since the emission wavelength of is not single and has a certain spectrum, these are calculated by the following formulas and named as the effective absorption coefficient. Eo1 = Σ [Eo (λ) * L1 (λ)] / Σ L1 (λ) …… (3) Eo2 = Σ [Eo (λ) * L2 (λ)] / Σ L2 (λ) …… (4) Er1 = Σ [Er (λ) * L1 (λ)] / Σ L1 (λ) …… (5) Er2 = Σ [Er (λ) * L2 (λ)] / Σ L2 (λ) …… (6)
【００１２】ただし、 L1(λ) ,L2(λ) は、２つのＬＥ
Ｄそれぞれの発光スペクトルであり、図９の酸化ヘモグ
ロビンO2Hb, 還元ヘモグロビンRHb の吸光係数特性に示
すように、例えば Eo(λ)* L1(λ) は、 L1(λ) に同じ
波長の Eo(λ) を乗じたものである。However, L1 (λ) and L2 (λ) are two LEs.
As shown in the extinction coefficient characteristics of oxyhemoglobin O2Hb and reduced hemoglobin RHb in FIG. 9, for example, Eo (λ) * L1 (λ) is Eo (λ of the same wavelength as L1 (λ). ).
【００１３】従って、あらかじめ２つのＬＥＤそれぞれ
の発光スペクトルに基づいて（３）〜（６）式を計算し
てEo1,Er1,Eo2,Er2 を求めておき、（２）式の各定数を
これらの定数としておく。そして組織透過光を測定して
Φを求めるならば、このΦと（２）式により酸素飽和度
S を求めることができる。Therefore, equations (3) to (6) are calculated in advance based on the emission spectra of each of the two LEDs to obtain Eo1, Er1, Eo2, Er2, and the constants of equation (2) are set to these values. Keep it as a constant. Then, if Φ is obtained by measuring the light transmitted through the tissue, the oxygen saturation can be calculated by using
You can ask for S.
【００１４】コンピュータ１３は以上の原理に基づいて
データ処理を行う。すなわちコンピュータ１３は、
（１）式と、あらかじめ設定されたEo1,Er1,Eo2,Er2 を
定数とする（２）式に基づくΦとS の関係式とを記憶し
ており、脈動する組織透過光の拍毎の最大値Id1 、Id2
、最小値Is1,Is2 のデータを与えられると、これによ
り（１）式よりΦを求め、次にΦとS の関係式よりS を
求める。このS は表示器１４に表示される。The computer 13 performs data processing based on the above principle. That is, the computer 13
The equation (1) and the relational expression of Φ and S based on the equation (2) where Eo1, Er1, Eo2, Er2 are preset are stored, and the maximum pulsating tissue-transmitted light per beat is stored. Values Id1, Id2
, Given minimum data Is1 and Is2, Φ is obtained from equation (1), and then S is obtained from the relational expression between Φ and S. This S is displayed on the display 14.
【００１５】この例では、コンピュータ１３はΦとS の
関係式よりS を求めたが、ΦとS の変換表からS を求め
るものもある。In this example, the computer 13 finds S from the relational expression of Φ and S, but there is a computer 13 that finds S from the conversion table of Φ and S.
【００１６】しかし、温度の影響でLED の発光スペクト
ルすなわち L1(λ) ,L2(λ) が図９の点線で示すように
変化すれば吸光係数Eo1,Er1,Eo2,Er2 は設定された数値
と異なったものとなるので正確な測定値は得られず、ま
た、数式によらず変換表で酸素飽和度を求めるならばそ
の変換表は誤差を持ったものとなるので、このため正確
な変換を行うことができない。温度によるＬＥＤの波長
の変化はほぼ0.2nm/゜C である。パルスオキシメータで
は、２つの波長、660nm 、900nm それぞれの近傍の波長
が用いられる。いずれの波長も酸化ヘモグロビンO2Hbの
吸光係数Eoの波長依存性の少ない波長域に属している。
従って、酸素飽和度が100 ％付近においてはＬＥＤの温
度変化による酸素飽和度の測定値の誤差は小である。し
かし、還元ヘモグロビンRHb の吸光係数Erは660nm 付近
において極めて強い波長依存性を持っている。従って、
ＬＥＤの温度変化の影響は、酸素飽和度が低くなるに伴
って大になる。この酸素飽和度の誤差は代表的な例では
100 ％付近で-0.4％、60％付近で-1％である。また、パ
ルシオキシメータの測定精度を向上させるために補助的
に他の波長を併用する場合、あるいは、別の目的で別の
波長を用いる場合などにおいては、酸素飽和度100 ％近
傍においても大きな誤差を生じることが避けられない。However, if the emission spectrum of the LED, that is, L1 (λ), L2 (λ) changes as shown by the dotted line in FIG. 9 due to the influence of temperature, the extinction coefficients Eo1, Er1, Eo2, Er2 are equal to the set values. Since it is different, an accurate measurement value cannot be obtained, and if the oxygen saturation is obtained from the conversion table without depending on the mathematical formula, the conversion table will have an error, so an accurate conversion is required. I can't do it. The change in wavelength of the LED with temperature is approximately 0.2 nm / ° C. The pulse oximeter uses two wavelengths, near 660 nm and 900 nm. Both wavelengths belong to a wavelength range in which the absorption coefficient Eo of oxyhemoglobin O2Hb has little wavelength dependence.
Therefore, when the oxygen saturation is near 100%, the error in the measured oxygen saturation due to the temperature change of the LED is small. However, the extinction coefficient Er of reduced hemoglobin RHb has an extremely strong wavelength dependence near 660 nm. Therefore,
The effect of LED temperature change increases as oxygen saturation decreases. This oxygen saturation error is a typical example
It is -0.4% at around 100% and -1% at around 60%. In addition, when other wavelengths are used in combination to improve the measurement accuracy of the pulsimeter, or when other wavelengths are used for other purposes, a large error may occur even near 100% oxygen saturation. Inevitable.
【００１７】[0017]
【発明が解決しようとする課題】このように従来は、Ｌ
ＥＤを光源として生体組織の透過光または反射光を測定
し、血液中の光吸収物質の濃度などを求める測定装置に
おいて、ＬＥＤが発する光の波長が温度によって変化し
た場合、測定誤差が生じていた。As described above, in the prior art, L
In a measuring device that measures transmitted light or reflected light of a living tissue using an ED as a light source and determines the concentration of a light absorbing substance in blood, etc., a measurement error occurred when the wavelength of light emitted by an LED changed with temperature. .
【００１８】本発明の目的は、この種装置において、Ｌ
ＥＤが発する光の波長が温度によって変化しても、正確
な測定結果が得られるようにすることである。The object of the present invention is to provide an L
Even if the wavelength of the light emitted by the ED changes with temperature, accurate measurement results can be obtained.
【００１９】[0019]
【課題を解決するための手段】請求項１に係る血中光吸
収物質濃度測定装置は、発光ダイオードを光源として生
体組織の透過光または反射光を測定し、血液中の光吸収
物質の濃度を求める血中光吸収物質濃度測定装置におい
て、前記発光ダイオードの温度を測定する発光ダイオー
ド温度測定手段と、測定された発光ダイオードの温度を
参照し、生体組織の透過光または反射光に基づいて血液
中の光吸収物質の濃度を求める濃度測定手段と、を具備
することを特徴とする。A blood light absorbing substance concentration measuring apparatus according to a first aspect of the present invention uses a light emitting diode as a light source to measure transmitted light or reflected light of a biological tissue to determine the concentration of the light absorbing substance in blood. In the blood light-absorbing substance concentration measuring device to be obtained, the light emitting diode temperature measuring means for measuring the temperature of the light emitting diode, and the measured temperature of the light emitting diode are referred to, and the blood is measured based on the transmitted light or the reflected light of the living tissue. And a concentration measuring unit for determining the concentration of the light-absorbing substance.
【００２０】請求項２に係る血中光吸収物質濃度測定装
置は、請求項１に記載の装置において発光ダイオード温
度測定手段は発光ダイオードの順方向の電圧および／ま
たは電流を測定して発光ダイオードの温度を測定する手
段であることを特徴とする。According to a second aspect of the present invention, there is provided the blood light absorbing substance concentration measuring apparatus according to the first aspect, wherein the light emitting diode temperature measuring means measures the forward voltage and / or current of the light emitting diode to measure the light emitting diode. It is a means for measuring temperature.
【００２１】請求項３に係る血中光吸収物質濃度測定装
置は、請求項１または２に記載の装置において、濃度測
定手段は、測定された発光ダイオードの温度を参照し、
生体組織の透過光または反射光の脈動に基づいて血液中
の光吸収物質の濃度を求める手段であることを特徴とす
る。A blood light absorbing substance concentration measuring device according to a third aspect is the device according to the first or second aspect, wherein the concentration measuring means refers to the measured temperature of the light emitting diode,
It is a means for obtaining the concentration of a light absorbing substance in blood based on the pulsation of transmitted light or reflected light of living tissue.
【００２２】請求項４に係るパルスオキシメータは、発
光ダイオードを光源として生体組織の透過光または反射
光を測定し、血液の酸素飽和度を求めるパルスオキシメ
ータにおいて、前記発光ダイオードの温度を測定する発
光ダイオード温度測定手段と、測定された発光ダイオー
ドの温度を参照し、生体組織の透過光または反射光に基
づいて血液の酸素飽和度を求める酸素飽和度測定手段
と、を具備することを特徴とする。A pulse oximeter according to a fourth aspect measures the transmitted light or reflected light of living tissue using a light emitting diode as a light source, and measures the temperature of the light emitting diode in the pulse oximeter for obtaining the oxygen saturation of blood. Light emitting diode temperature measuring means, and oxygen saturation measuring means for determining the oxygen saturation of blood based on the transmitted light or reflected light of living tissue, with reference to the measured temperature of the light emitting diode, To do.
【００２３】請求項５に係るパルスオキシメータは、請
求項４に記載の装置において発光ダイオード温度測定手
段は発光ダイオードの順方向の電圧および／または電流
を測定しての温度を測定する手段であることを特徴とす
る。According to a fifth aspect of the pulse oximeter, in the apparatus according to the fourth aspect, the light emitting diode temperature measuring means is means for measuring the temperature by measuring the forward voltage and / or current of the light emitting diode. It is characterized by
【００２４】[0024]
【発明の実施の形態】図１に第１の実施の形態の全体構
成を示す。この装置は、パルスオキシメータである。ま
ずこの装置の原理を説明すると次のようになる。DESCRIPTION OF THE PREFERRED EMBODIMENTS FIG. 1 shows the overall configuration of the first embodiment. This device is a pulse oximeter. First, the principle of this device will be described as follows.
【００２５】ＬＥＤの順方向電圧VFと順方向電流IFとの
関係は図２に示すようになる。しかし、実際に用いる領
域では図３のように直線に近似することができる。ここ
でＬＥＤの周囲温度T ゜C が +ΔT ゜C 、 -ΔT ゜C 変
化すると、図３の点線で示すように直線は変化する。従
って順方向電流IFを一定とし、順方向電圧VFを測定する
ならば、ＬＥＤの温度を測定することができる。この変
化は既知（ほぼ0.2nm/゜C ）である。そこでこの順方向
電圧VFからＬＥＤの温度を求め、その温度の時のＬＥＤ
発光スペクトルを求め、これに基づいて（２）式の実効
吸光係数を変更する。そして組織透過光を測定したのち
に、この組織透過光のデータと（２）式から酸素飽和度
を求めるならば、ＬＥＤの温度変化に対応した正確な酸
素飽和度を求めることができる。ここでＬＥＤの各温度
について順方向電圧VFと（２）式の実効吸光係数の対照
表をあらかじめ作成しておき、これを利用すれば迅速に
酸素飽和度を測定することができる。The relationship between the forward voltage VF and the forward current IF of the LED is as shown in FIG. However, in the area actually used, it can be approximated to a straight line as shown in FIG. When the ambient temperature T ° C of the LED changes by + ΔT ° C and -ΔT ° C, the straight line changes as shown by the dotted line in FIG. Therefore, if the forward current IF is fixed and the forward voltage VF is measured, the LED temperature can be measured. This change is known (approximately 0.2 nm / ° C). Therefore, the temperature of the LED is calculated from this forward voltage VF, and the LED at that temperature is calculated.
The emission spectrum is obtained, and the effective absorption coefficient of the equation (2) is changed based on the emission spectrum. Then, if the oxygen saturation is obtained from the data of the tissue transmitted light and the equation (2) after measuring the tissue transmitted light, the accurate oxygen saturation corresponding to the temperature change of the LED can be obtained. Here, the forward voltage VF and the effective absorption coefficient of the equation (2) are prepared in advance for each temperature of the LED, and if this table is used, the oxygen saturation can be measured quickly.
【００２６】次に図１に示す装置について説明する。こ
の装置が、図８に示した従来の装置と異なる点は、ＬＥ
Ｄ２、３それぞれの順方向電流IFを設定する電流設定回
路２１、２２と、この電流設定回路２１、２２に設定さ
れた電流値となるようにＬＥＤ２、３それぞれの順方向
電流IFを制御する電流コントロール回路２３、２４を備
えている点であり、ＬＥＤ２、３それぞれの順方向電圧
VFを検出する電圧検出回路２５、２６を備えている点で
あり、コンピュータ１３が行う処理が異なる点である。
ここで電流設定回路２１、２２は駆動設定値入力電圧VI
を出力し、電流コントロール回路２３、２４は抵抗５
５、５６とトランジスタ５１、５２の接続点がその電圧
VIとなるように順方向電流IFを制御する。コンピュータ
１３の内部は図４に示す構成であり、演算、制御を行う
ＣＰＵ３１と、このＣＰＵ３１が用いるプログラムやデ
ータを記憶するＲＯＭ３２およびＲＡＭ３３と、キーボ
ード３４と、キーボードコントローラ３５と、外部との
データの授受を行うための入出力インターフェイス３６
とから成っている。ＲＯＭ３２には図５のフローチャー
トに示すようなプログラムと、組織透過光の拍毎の最大
値Id1 、Id2 、最小値Is1,Is2 のデータからΦを求める
（１）式と、ΦからS を求める式（（２）式を変形して
求められる）、 S=f(Φ) ……（２Ａ） と、ＬＥＤ２、３の順方向電圧VFに対する（２Ａ）式の
実効吸光係数の対照表が格納されている。Next, the apparatus shown in FIG. 1 will be described. This device is different from the conventional device shown in FIG.
D2 and current setting circuits 21 and 22 that set the forward current IF of each, and currents that control the forward current IF of the LEDs 2 and 3 so that the current values are set to the current setting circuits 21 and 22. In that the control circuits 23 and 24 are provided, the forward voltage of each of the LEDs 2 and 3 is increased.
The voltage detection circuits 25 and 26 for detecting VF are provided, and the processing performed by the computer 13 is different.
Here, the current setting circuits 21 and 22 are the drive setting value input voltage VI
And the current control circuits 23 and 24 output the resistance 5
The connection point between transistors 5 and 56 and transistors 51 and 52 is the voltage.
The forward current IF is controlled so that it becomes VI. The inside of the computer 13 has the configuration shown in FIG. 4, and includes a CPU 31 that performs calculation and control, a ROM 32 and a RAM 33 that stores programs and data used by the CPU 31, a keyboard 34, a keyboard controller 35, and data of the outside. Input / output interface 36 for sending and receiving
And consists of In the ROM 32, the program shown in the flowchart of FIG. 5, the equation (1) for obtaining Φ from the data of the maximum values Id1, Id2, and the minimum values Is1, Is2 of the tissue transmitted light for each beat, and the equation for obtaining S from Φ (Derived from equation (2)), S = f (Φ) (2A) and a comparison table of the effective extinction coefficient of equation (2A) for forward voltage VF of LEDs 2 and 3 are stored. There is.
【００２７】次に、図６を参照して本装置の動作を説明
する。まずプローブ１を被検者の指尖に装着し、電源を
オンにすると、ＣＰＵ３１は（２Ａ）式の実効吸光係数
を基準順方向電圧VF0 における実効吸光係数に設定する
と共にこの電圧をＲＡＭ３３の電圧VFエリアに書き込む
（ステップ１０１）。Next, the operation of this apparatus will be described with reference to FIG. First, when the probe 1 is attached to the fingertip of the subject and the power is turned on, the CPU 31 sets the effective extinction coefficient of the formula (2A) to the effective extinction coefficient at the reference forward voltage VF0 and sets this voltage to the voltage of the RAM 33. Write in the VF area (step 101).
【００２８】次にＣＰＵ３１は、ＬＥＤ制御回路１５お
よびマルチプレクサ制御回路１１に対してそれぞれの制
御開始を指示する信号を送出する（ステップ１０２）。
これによりＬＥＤ制御回路１５はＬＥＤ２、３を所定の
タイミングで交互に点灯させるためのパルス信号を発生
し、マルチプレクサ制御回路１１はＬＥＤ２、３の点灯
のタイミングに同期してマルチプレクサ７、１０を動作
させる信号を発生する。このためＬＥＤ２、３は交互に
点灯し、それぞれの生体組織透過光は電気信号に変換さ
れＡＤ変換されてコンピュータ１３に送出される。また
ＬＥＤ２、３の順方向電圧VFも電圧検出回路２５、２６
によって検出され、ＡＤ変換されてコンピュータ１３に
送出される。Next, the CPU 31 sends a signal instructing the LED control circuit 15 and the multiplexer control circuit 11 to start their control (step 102).
Thereby, the LED control circuit 15 generates a pulse signal for alternately lighting the LEDs 2 and 3 at a predetermined timing, and the multiplexer control circuit 11 operates the multiplexers 7 and 10 in synchronization with the lighting timing of the LEDs 2 and 3. Generate a signal. Therefore, the LEDs 2 and 3 are alternately turned on, and the respective light transmitted through the living tissue is converted into an electric signal, AD-converted, and sent to the computer 13. The forward voltage VF of the LEDs 2 and 3 is also detected by the voltage detection circuits 25 and 26.
Is detected, AD converted, and sent to the computer 13.
【００２９】次にＣＰＵ３１は、与えられるデータを取
り込み（ステップ１０３）、取り込んだデータがＬＥＤ
の順方向電圧VFデータかを判断し（ステップ１０４）、
VFデータでないならばそのデータから生体組織透過光の
拍毎の最大値Id1 、Id2 、最小値Is1,Is2 を検出し（ス
テップ１０５）、これらの値を（１）式に代入してΦを
求め（ステップ１０６）、このΦを（２Ａ）式に代入し
てS を求め（ステップ１０７）、このS を表示器１４に
表示させる（ステップ１０８）。Next, the CPU 31 fetches the given data (step 103), and the fetched data is the LED.
Forward voltage VF data of (step 104),
If it is not VF data, the maximum values Id1, Id2, and the minimum values Is1 and Is2 for each beat of the transmitted light from the biological tissue are detected from the data (step 105), and these values are substituted into the equation (1) to obtain Φ. (Step 106), Φ is substituted into the equation (2A) to obtain S (step 107), and this S is displayed on the display 14 (step 108).
【００３０】ＣＰＵ３１は、ステップ１０４において取
り込んだデータがＬＥＤ２、３の順方向電圧VFデータで
あると判断すれば、このVFデータを上記VFデータエリア
のデータとを比較し、変化したかを判断し（ステップ１
０９）、変化したと判断すれば上記VFデータエリアの内
容をそのVFに書き換え、上記実効吸光係数の対照表を参
照して（２Ａ）式の実効吸光係数をそのVFに対応する実
効吸光係数に変更し（ステップ１１０）、ステップ１０
７に進む。ＣＰＵ３１は、ステップ１０９においてVFが
変化していないと判断すれば、ステップ１０７に進む。If the CPU 31 determines that the data fetched in step 104 is the forward voltage VF data of the LEDs 2 and 3, it compares this VF data with the data in the VF data area to determine whether it has changed. (Step 1
09), if it is judged that it has changed, the contents of the VF data area are rewritten to that VF, and the effective absorption coefficient of the formula (2A) is referred to the effective absorption coefficient corresponding to the VF by referring to the comparison table of the effective absorption coefficient. Change (step 110), step 10
Go to 7. If the CPU 31 determines in step 109 that the VF has not changed, the process proceeds to step 107.
【００３１】本実施の形態によれば、ＬＥＤ２、３それ
ぞれの順方向電流IFを一定にしたのでＬＥＤ２、３の温
度変化は順方向電圧VFのみに現れる。このためＬＥＤ
２、３の温度に応じて実効吸光係数を変更するために用
いる対照表が簡単であり、この表から所望の実効吸光係
数を得ることは容易であると共に、その表を記憶するた
めのメモリ容量が少なくて済む。According to the present embodiment, the forward currents IF of the LEDs 2 and 3 are made constant, so that the temperature change of the LEDs 2 and 3 appears only in the forward voltage VF. For this reason the LED
The reference table used to change the effective extinction coefficient according to the temperature of a few is simple, and it is easy to obtain the desired effective extinction coefficient from this table, and the memory capacity for storing the table. Is less.
【００３２】次に第２の実施の形態について説明する。
この装置もパルスオキシメータである。図６にこの装置
の全体構成を示す。この装置が第１の実施の形態と異な
る点は、電流設定回路２１、２２と、電流コントロール
回路２３、２４の代わりに、ＬＥＤ２、３それぞれの順
方向電流IFを検出するための電流検出回路２７、２８を
備えている点であり、コンピュータ１３が行う処理が異
なる点である。この装置では、コンピュータ１３のＲＯ
Ｍ３２には、順方向電圧VF−実効吸光係数の対照表の代
わりに、図７に示すようなＬＥＤの温度−順方向電流I
F, 電圧VF特性から導かれる電流IF( 電圧VI),電圧VF−
実効吸光係数の対照表、すなわち順方向電流IFと順方向
電圧VFの組み合わせに対応する実効吸光係数の表が格納
されている。Next, a second embodiment will be described.
This device is also a pulse oximeter. FIG. 6 shows the overall configuration of this device. This device is different from the first embodiment in that instead of the current setting circuits 21 and 22 and the current control circuits 23 and 24, a current detection circuit 27 for detecting the forward current IF of each of the LEDs 2 and 3. , 28 are provided, and the processing performed by the computer 13 is different. In this device, the RO of the computer 13
In M32, instead of the forward voltage VF-effective extinction coefficient comparison table, the LED temperature-forward current I as shown in FIG.
F, voltage VF characteristics current IF (voltage VI), voltage VF−
The reference table of the effective extinction coefficient, that is, the table of the effective extinction coefficient corresponding to the combination of the forward current IF and the forward voltage VF is stored.
【００３３】本装置の動作において、第１の実施の形態
の動作と異なるのは、（２Ａ）式の実効吸光係数を変更
する際、VFの変化を判断の対象として、VF−実効吸光係
数の対照表を参照する代わりに、VFおよびIFの変化を判
断の対象として、VF,IF −実効吸光係数の対照表を参照
する点である。他の動作は第１の実施の形態と同じであ
る。The operation of this apparatus differs from that of the first embodiment in that when changing the effective extinction coefficient of equation (2A), the change of VF is taken as the object of judgment, and the VF-effective extinction coefficient of Instead of referring to the control table, the change table of VF and IF-effective extinction coefficient is referred to with reference to changes in VF and IF. Other operations are the same as those in the first embodiment.
【００３４】本実施の形態によれば、ＬＥＤの順方向電
流を一定にするための回路が不要であるので、全体の回
路構成が簡単である。According to the present embodiment, since the circuit for keeping the forward current of the LED constant is not necessary, the whole circuit structure is simple.
【００３５】以上はパルスオキシメータの例であるが、
酸素飽和度を100 ％(S=1) として、血液中に色素を注入
したときは、（２）式の代わりに次の式を用いるならば
注入色素の相対濃度d を求めることができる。 Φ＝ΔA1/ ΔA2＝[{(Eo1+Ed1Cd/Hb)(Eo1+Ed1Cd/Hb+F)}1/2-Ex1]/[{(Eo2+Ed2 Cd/Hb)(Eo2+Ed2Cd/Hb+F)}1/2-Ex2] ……（２Ｂ） ただし、Cdは注入色素の相対濃度，F は血液の散乱係
数，Ex1,Ex2 はプローブの構造と波長とによってあらか
じめ決められている定数である。Eo1,Ed1,Eo2,Ed2 は２
つのＬＥＤの波長λ1,λ2 それぞれにおける酸化ヘモグ
ロビンO2Hb, 注入色素の実効吸光係数である。The above is an example of the pulse oximeter,
When oxygen saturation is set to 100% (S = 1) and a dye is injected into blood, the relative concentration d of the injected dye can be obtained by using the following formula instead of the formula (2). Φ ＝ ΔA1 / ΔA2 ＝ [{(Eo1 + Ed1Cd / Hb) (Eo1 + Ed1Cd / Hb + F)}1/2 -Ex1] / [{(Eo2 + Ed2 Cd / Hb) (Eo2 + Ed2Cd / Hb + F) )}1/2 -Ex2] (2B) where Cd is the relative concentration of the injected dye, F is the scattering coefficient of blood, and Ex1 and Ex2 are constants determined in advance by the structure and wavelength of the probe. Eo1, Ed1, Eo2, Ed2 is 2
It is the effective extinction coefficient of oxyhemoglobin O2Hb and the injected dye at the wavelengths λ1 and λ2 of two LEDs.
【００３６】また以上は動脈血の脈動を利用した測定装
置であるが、脈動しない血液の透過光を用いる装置にお
いても同様に、ＬＥＤの温度変化に応じて変化する発光
スペクトルに対応させて実効吸光係数を変更する装置と
することができる。The above is the measuring apparatus using the pulsation of arterial blood, but in the apparatus using the transmitted light of blood that does not pulsate, the effective absorption coefficient corresponding to the emission spectrum which changes in accordance with the temperature change of the LED is likewise obtained. Can be changed.
【００３７】また以上は、生体組織の透過光を用いた測
定装置であるが、反射光を用いる装置であっても同様の
作用効果が得られる。The above is the measuring apparatus using the transmitted light of the living tissue, but the same effect can be obtained even if the apparatus uses the reflected light.
【００３８】[0038]
【発明の効果】請求項１の装置によれば、ＬＥＤの温度
が変化してその発光スペクトルが変化しても、正確に血
液中の光吸収物質の濃度を求めることができる。According to the apparatus of the first aspect, the concentration of the light absorbing substance in the blood can be accurately determined even if the temperature of the LED changes and the emission spectrum of the LED changes.
【００３９】請求項２の装置によれば、請求項１の装置
において、ＬＥＤの温度を測定する手段として特別な部
品を設ける必要がないので、構成が極めて簡単である。According to the device of claim 2, in the device of claim 1, there is no need to provide a special part as a means for measuring the temperature of the LED, so that the structure is extremely simple.
【００４０】請求項３の装置によれば、請求項１または
請求項２の装置において、生体組織の透過光または反射
光の脈動の変化分に基づいて血液中の光吸収物質の濃度
を求めることができる。According to the apparatus of claim 3, in the apparatus of claim 1 or 2, the concentration of the light absorbing substance in the blood is obtained based on the change of the pulsation of the transmitted light or the reflected light of the living tissue. You can
【００４１】請求項４の装置によれば、ＬＥＤの温度が
変化してその発光スペクトルが変化しても、正確に血液
中の酸素飽和度を求めることができる。According to the apparatus of claim 4, even if the temperature of the LED changes and the emission spectrum thereof changes, the oxygen saturation in the blood can be accurately determined.
【００４２】請求項５の装置によれば、請求項４の装置
において、ＬＥＤの温度を測定する手段として特別な部
品を設ける必要がないので、構成が極めて簡単である。According to the device of claim 5, in the device of claim 4, there is no need to provide a special part as a means for measuring the temperature of the LED, so that the structure is extremely simple.
【図１】第１の実施の形態の全体構成を示す図。FIG. 1 is a diagram showing an overall configuration of a first embodiment.
【図２】ＬＥＤの順方向の電圧−電流特性を示す図。FIG. 2 is a diagram showing a forward voltage-current characteristic of an LED.
【図３】ＬＥＤの温度変化に伴って順方向の電圧−電流
特性が変化することを示す図。FIG. 3 is a diagram showing that the forward voltage-current characteristic changes with the temperature change of the LED.
【図４】図１に示したコンピュータ１３の構成を示す
図。4 is a diagram showing a configuration of a computer 13 shown in FIG.
【図５】図１に示した装置の動作を説明するためのフロ
ーチャートを示す図。5 is a diagram showing a flowchart for explaining the operation of the apparatus shown in FIG.
【図６】第２の実施の形態の全体構成を示す図。FIG. 6 is a diagram showing an overall configuration of a second embodiment.
【図７】ＬＥＤの順方向の電圧−電流温度特性を示す
図。FIG. 7 is a diagram showing forward voltage-current temperature characteristics of an LED.
【図８】従来のパルスオキシメータの全体構成を示す
図。FIG. 8 is a diagram showing an overall configuration of a conventional pulse oximeter.
【図９】酸化ヘモグロビンと還元ヘモグロビンの吸光係
数とＬＥＤの発光スペクトルの関係を示す図。FIG. 9 is a diagram showing the relationship between the extinction coefficient of oxyhemoglobin and reduced hemoglobin and the emission spectrum of an LED.
２、３ ＬＥＤ ４ フォトダイオード ５ ドライブ回路 ６ アンプ ７、１０ マルチプレクサ ８、９ 平滑回路 １１ マルチプレクサ制御回路 １２ ＡＤ変換器 １３ コンピュータ １４ 表示器 １５ ＬＥＤ制御回路 ２１、２２ 電流設定回路 ２３、２４ 電流コントロール回路 ２５、２６ 電圧検出回路 ２７、２８ 電流検出回路 2, 3 LED 4 Photodiode 5 Drive circuit 6 Amplifier 7, 10 Multiplexer 8, 9 Smoothing circuit 11 Multiplexer control circuit 12 AD converter 13 Computer 14 Display 15 LED control circuit 21, 22 Current setting circuit 23, 24 Current control circuit 25, 26 Voltage detection circuit 27, 28 Current detection circuit
───────────────────────────────────────────────────── フロントページの続き (72)発明者 金本 理夫 東京都新宿区西落合１丁目31番４号 日本 光電工業株式会社内 (72)発明者 富田 英行 東京都新宿区西落合１丁目31番４号 日本 光電工業株式会社内 ─────────────────────────────────────────────────── ─── Continuation of the front page (72) Inventor Rio Kanemoto 1-31-4 Nishi-Ochiai, Shinjuku-ku, Tokyo Within Nihon Kohden Kogyo Co., Ltd. (72) Inventor Hideyuki Tomita 1-31 Nishi-ochiai, Shinjuku-ku, Tokyo No. 4 inside Nippon Koden Kogyo Co., Ltd.
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| JP8007295AJPH09192120A (en) | 1996-01-19 | 1996-01-19 | Blood absorption substance concentration measuring device and pulse oximeter |
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|---|---|---|---|
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| JP (1) | JPH09192120A (en) |
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| WO2008072167A1 (en)* | 2006-12-12 | 2008-06-19 | Koninklijke Philips Electronics N.V. | Sample concentration detector with temperature compensation |
| US7684842B2 (en) | 2006-09-29 | 2010-03-23 | Nellcor Puritan Bennett Llc | System and method for preventing sensor misuse |
| JP4879913B2 (en)* | 2005-03-01 | 2012-02-22 | マシモ・ラボラトリーズ・インコーポレーテッド | Multi-wavelength sensor board |
| 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 |
| US8965471B2 (en) | 2007-04-21 | 2015-02-24 | Cercacor Laboratories, Inc. | Tissue profile wellness monitor |
| US8965473B2 (en) | 2005-09-29 | 2015-02-24 | Covidien Lp | Medical sensor for reducing motion artifacts and technique for using the same |
| US9839381B1 (en) | 2009-11-24 | 2017-12-12 | Cercacor Laboratories, Inc. | Physiological measurement system with automatic wavelength adjustment |
| JP2017219847A (en)* | 2016-06-10 | 2017-12-14 | ジョンソン・アンド・ジョンソン・ビジョン・ケア・インコーポレイテッドＪｏｈｎｓｏｎ ＆ Ｊｏｈｎｓｏｎ Ｖｉｓｉｏｎ Ｃａｒｅ， Ｉｎｃ． | Electronic ophthalmic lens with medical monitoring function |
| US9895068B2 (en) | 2008-06-30 | 2018-02-20 | Covidien Lp | Pulse oximeter with wait-time indication |
| US10729402B2 (en) | 2009-12-04 | 2020-08-04 | Masimo Corporation | Calibration for multi-stage physiological monitors |
| CN113218893A (en)* | 2020-02-05 | 2021-08-06 | 阿自倍尔株式会社 | Measurement device and measurement method |
| US12029586B2 (en) | 2006-10-12 | 2024-07-09 | Masimo Corporation | Oximeter probe off indicator defining probe off space |
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| US8929964B2 (en) | 2005-03-01 | 2015-01-06 | Cercacor Laboratories, Inc. | Multiple wavelength sensor drivers |
| US10123726B2 (en) | 2005-03-01 | 2018-11-13 | Cercacor Laboratories, Inc. | Configurable physiological measurement system |
| JP4879913B2 (en)* | 2005-03-01 | 2012-02-22 | マシモ・ラボラトリーズ・インコーポレーテッド | Multi-wavelength sensor board |
| US12230393B2 (en) | 2005-03-01 | 2025-02-18 | Willow Laboratories, Inc. | Multiple wavelength sensor emitters |
| US10327683B2 (en) | 2005-03-01 | 2019-06-25 | Cercacor Laboratories, Inc. | Multiple wavelength sensor emitters |
| US11430572B2 (en) | 2005-03-01 | 2022-08-30 | Cercacor Laboratories, Inc. | Multiple wavelength sensor emitters |
| US10251585B2 (en) | 2005-03-01 | 2019-04-09 | Cercacor Laboratories, Inc. | Noninvasive multi-parameter patient monitor |
| US10856788B2 (en) | 2005-03-01 | 2020-12-08 | Cercacor Laboratories, Inc. | Noninvasive multi-parameter patient monitor |
| US8849365B2 (en) | 2005-03-01 | 2014-09-30 | Cercacor Laboratories, Inc. | Multiple wavelength sensor emitters |
| US8912909B2 (en) | 2005-03-01 | 2014-12-16 | Cercacor Laboratories, Inc. | Noninvasive multi-parameter patient monitor |
| US10984911B2 (en) | 2005-03-01 | 2021-04-20 | Cercacor Laboratories, Inc. | Multiple wavelength sensor emitters |
| US12283374B2 (en) | 2005-03-01 | 2025-04-22 | Willow Laboratories, Inc. | Noninvasive multi-parameter patient monitor |
| US11545263B2 (en) | 2005-03-01 | 2023-01-03 | Cercacor Laboratories, Inc. | Multiple wavelength sensor emitters |
| US9131882B2 (en) | 2005-03-01 | 2015-09-15 | Cercacor Laboratories, Inc. | Noninvasive multi-parameter patient monitor |
| US9167995B2 (en) | 2005-03-01 | 2015-10-27 | Cercacor Laboratories, Inc. | Physiological parameter confidence measure |
| US9241662B2 (en) | 2005-03-01 | 2016-01-26 | Cercacor Laboratories, Inc. | Configurable physiological measurement system |
| US9351675B2 (en) | 2005-03-01 | 2016-05-31 | Cercacor Laboratories, Inc. | Noninvasive multi-parameter patient monitor |
| US9549696B2 (en) | 2005-03-01 | 2017-01-24 | Cercacor Laboratories, Inc. | Physiological parameter confidence measure |
| US9750443B2 (en) | 2005-03-01 | 2017-09-05 | Cercacor Laboratories, Inc. | Multiple wavelength sensor emitters |
| US8965473B2 (en) | 2005-09-29 | 2015-02-24 | Covidien Lp | Medical sensor for reducing motion artifacts and technique for using the same |
| US8219170B2 (en) | 2006-09-20 | 2012-07-10 | Nellcor Puritan Bennett Llc | System and method for practicing spectrophotometry using light emitting nanostructure devices |
| US8315685B2 (en) | 2006-09-27 | 2012-11-20 | 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 |
| US12029586B2 (en) | 2006-10-12 | 2024-07-09 | Masimo Corporation | Oximeter probe off indicator defining probe off space |
| WO2008072167A1 (en)* | 2006-12-12 | 2008-06-19 | Koninklijke Philips Electronics N.V. | Sample concentration detector with temperature compensation |
| US8233150B2 (en) | 2006-12-12 | 2012-07-31 | Koninklijke Philips Electronics N.V. | Sample concentration detector with temperature compensation |
| US8280469B2 (en) | 2007-03-09 | 2012-10-02 | Nellcor Puritan Bennett Llc | Method for detection of aberrant tissue spectra |
| US8265724B2 (en) | 2007-03-09 | 2012-09-11 | Nellcor Puritan Bennett Llc | Cancellation of light shunting |
| US8965471B2 (en) | 2007-04-21 | 2015-02-24 | Cercacor Laboratories, Inc. | Tissue profile wellness monitor |
| US11647923B2 (en) | 2007-04-21 | 2023-05-16 | Masimo Corporation | Tissue profile wellness monitor |
| US10980457B2 (en) | 2007-04-21 | 2021-04-20 | Masimo Corporation | Tissue profile wellness monitor |
| US12156733B2 (en) | 2007-04-21 | 2024-12-03 | Masimo Corporation | Tissue profile wellness monitor |
| US9848807B2 (en) | 2007-04-21 | 2017-12-26 | Masimo Corporation | Tissue profile wellness monitor |
| US10251586B2 (en) | 2007-04-21 | 2019-04-09 | Masimo Corporation | Tissue profile wellness monitor |
| US9895068B2 (en) | 2008-06-30 | 2018-02-20 | Covidien Lp | Pulse oximeter with wait-time indication |
| US10750983B2 (en) | 2009-11-24 | 2020-08-25 | Cercacor Laboratories, Inc. | Physiological measurement system with automatic wavelength adjustment |
| US11534087B2 (en) | 2009-11-24 | 2022-12-27 | Cercacor Laboratories, Inc. | Physiological measurement system with automatic wavelength adjustment |
| US12127833B2 (en) | 2009-11-24 | 2024-10-29 | Willow Laboratories, Inc. | Physiological measurement system with automatic wavelength adjustment |
| US9839381B1 (en) | 2009-11-24 | 2017-12-12 | Cercacor Laboratories, Inc. | Physiological measurement system with automatic wavelength adjustment |
| US11571152B2 (en) | 2009-12-04 | 2023-02-07 | Masimo Corporation | Calibration for multi-stage physiological monitors |
| US10729402B2 (en) | 2009-12-04 | 2020-08-04 | Masimo Corporation | Calibration for multi-stage physiological monitors |
| US12186079B2 (en) | 2009-12-04 | 2025-01-07 | Masimo Corporation | Calibration for multi-stage physiological monitors |
| JP2017219847A (en)* | 2016-06-10 | 2017-12-14 | ジョンソン・アンド・ジョンソン・ビジョン・ケア・インコーポレイテッドＪｏｈｎｓｏｎ ＆ Ｊｏｈｎｓｏｎ Ｖｉｓｉｏｎ Ｃａｒｅ， Ｉｎｃ． | Electronic ophthalmic lens with medical monitoring function |
| CN113218893A (en)* | 2020-02-05 | 2021-08-06 | 阿自倍尔株式会社 | Measurement device and measurement method |
| Publication | Publication Date | Title |
|---|---|---|
| JPH09192120A (en) | Blood absorption substance concentration measuring device and pulse oximeter | |
| US7274955B2 (en) | Parameter compensated pulse oximeter | |
| US8515514B2 (en) | Compensation of human variability in pulse oximetry | |
| JP3364819B2 (en) | Blood absorption substance concentration measurement device | |
| US6501974B2 (en) | Compensation of human variability in pulse oximetry | |
| JP3270917B2 (en) | Oxygen saturation measuring device, blood light absorbing substance concentration measuring device, and biological signal processing method | |
| US20120165629A1 (en) | Systems and methods of monitoring a patient through frequency-domain photo migration spectroscopy | |
| US8385995B2 (en) | Physiological parameter tracking system | |
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| US20040176670A1 (en) | Apparatus for measuring concentration of light-absorbing substance in blood | |
| US11197620B2 (en) | PPG signal collection method and apparatus | |
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| US20120184831A1 (en) | Systems, devices and methods for monitoring hemodynamics | |
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| US20230015851A1 (en) | Device, system and method for determining oxygen saturation of a subject | |
| JPH05269116A (en) | Improved artery blood monitor device | |
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| JP3815119B2 (en) | Biological signal detector | |
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| JP4399847B2 (en) | Pulse oximeter | |
| JP2007295973A (en) | Pulse oximeter |
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