JP2546562B2 - 血液酸素センサ用漏れ補償回路 - Google Patents

血液酸素センサ用漏れ補償回路

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JP2546562B2
JP2546562B2 JP3273259A JP27325991A JP2546562B2 JP 2546562 B2 JP2546562 B2 JP 2546562B2 JP 3273259 A JP3273259 A JP 3273259A JP 27325991 A JP27325991 A JP 27325991A JP 2546562 B2 JP2546562 B2 JP 2546562B2
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Description

【発明の詳細な説明】
【０００１】
【産業上の利用分野】本発明は、一般的に、血液の反射
能の測定により血液酸素濃度を決定する、心臓ペースメ
ーカで有用な種類の血液酸素センサに関し、一層詳細に
は、漏れ補償回路およびこのような血液酸素センサで使
用するための方法に関する。
【０００２】
【従来の技術】心臓ペースメーカはおそらく近代医学で
最もよく知られているエレクトロニクスの驚嘆の一つで
あり、患者へのペースメーカの埋込みはほとんど日常的
な手術になってきた。ペースメーカは患者の心臓を長い
時間にわたり連続的に脈動させ、またはデマンドペース
メーカの場合には心臓の自然動作をモニターし、心臓が
拍動をスキップする時にのみ刺激パルスを与える。ペー
スメーカはさもなければ致命的または生活不能であった
であろう心臓の問題を有する患者が比較的正常な生活を
再開することを許す。
【０００３】近代的なペースメーカが事象検出、二路テ
レメトリおよび心臓の心房および心室の一方または双方
の検出および整調を可能にする高度に複雑な装置である
ことは当業者により理解されよう。このようなペースメ
ーカは埋込みに続いて医師により精密に調整され、また
パラメータを最適な整調性能を与えるように調節され
る。
【０００４】このようなペースメーカの高度化にもかか
わらず、健康な心臓と整調される心臓との間の単一の主
な差、すなわち活動または運動への応答に起因する妥協
が存在する。心臓ストローク体積および系統的血管抵抗
の変動が運動、温度変化、姿勢変化、感情、低血糖症、
Valsalva氏処置などのような生理学的ストレスに起因し
て心臓血管系に生ずる。
【０００５】これらのストレスのもとで適切な潅流圧力
および心臓出力端を維持するのには、心臓収縮率を調節
する必要がある。たとえば、健康な心臓は休養または睡
眠の間は毎分６０またはそれ以下の拍動数で、また精力
的な運動の間は毎分１２０またはそれ以上の拍動数で拍
動する。レート応答方式でないペースメーカにより整調
される心臓は典型的に毎分約７０拍動の一定のレートで
拍動する。
【０００６】一定に整調される心臓は睡眠中に必要とさ
れる血液よりも多くの血液を供給し、また患者の安らか
な睡眠を妨げさえするであろう。さらに一層深刻には、
毎分７０拍動で整調される患者は精力的な活動をする時
に実質的な困難を経験する。歩行のような中程度のレベ
ルの運動でも患者によっては困難を生ずる。生理学的ニ
ーズに応答してレートが変化するペースメーカが、ペー
スメーカを必要とする患者に正常な活動的な生活を可能
にする高度に望ましい装置であることは明らかである。
【０００７】生理学的応答方式の心臓整調は正常な可変
の心臓レートの不存在時に新陳代謝のニーズのレベルへ
心臓レートを最適化しなければならない。この問題への
最も簡単な解決策は、患者が完全または部分的ＡＶ閉塞
を有し、またデュアルチャンバ‐ペースメーカが心房内
で検出された正常な心臓活動に応答して心室を脈動させ
る心房追跡整調である。しかし、この技術はサイナス‐
ブラディカーディアまたは心房フィブリレーションを有
する多くの患者では可能でなく、従ってレート応答方式
の整調が正常な可変の心臓レートを模擬するのに必要で
ある。
【０００８】心臓レートを変更するための基礎としてさ
まざまな生理学的パラメータを利用するさまざまな生理
学的応答方式の整調システムが提案されてきた。これら
のパラメータは血液温度、心臓からの種々の検出される
タイミング信号、心臓内で測定される圧力、呼吸レー
ト、神経系活動、身体的活動および血液化学を含んでい
る。
【０００９】血液酸素飽和のような種々の血液化学パラ
メータに応答するシステムは特に価値があり、また有効
である。米国特許出願第07/403,208号明細書には、この
ような血液酸素飽和センサが開示されている。この明細
書の内容を参照によりここに組み入れるものとする。開
示されているセンサは、典型的に右心臓のなかの混合さ
れた静脈酸素飽和を測定するための光学的検出器を含ん
でいる。混合された静脈酸素飽和のなかの減少が、より
高い整調された心臓レートを生ずるのに使用される。こ
のシステムの速度は身体の時定数に匹敵してりおり、そ
れによりその有効性を高める。
【００１０】以前の特許出願明細書に開示されている血
液酸素センサは、右心臓のなかの血液に向けて光を放出
するように右心臓のなかに配置される発光ダイオード、
すなわちＬＥＤを含んでおり、光は血液により隣接する
ホトトランジスタに向けて反射される。こうして反射さ
れる光の量が血液の酸素濃度に関係付けられている。ホ
トトランジスタはＬＥＤと並列に接続されている回路の
部分である。電流パルスがＬＥＤに供給される時、ホト
トランジスタ回路はその結果としてのホトトランジスタ
電流を積分し始める。積分された電圧が予め定められた
しきいに達する時、ホトトランジスタ回路はラッチし、
またＬＥＤによる光の発生を終了させるべくＬＥＤから
電流パルスを逸らす。電流パルスの開始からホトトラン
ジスタ回路のラッチングまでの時間遅れは血液の酸素レ
ベルに逆に関係付けられている。
【００１１】以上に簡単に説明した血液酸素センサは血
液酸素濃度の正確で再現性のある測定をするのに非常に
有効に作動する。しかし、時によっては、不正確さがＬ
ＥＤおよびホトトランジスタ回路と並列に配置されてい
る特定されない抵抗値の存在から生じ得る。センサと結
び付けられている電気的リードおよび（または）リード
コネクタへの流体の侵入により生じ得るこの抵抗は、さ
もなければＬＥＤを駆動するための電流を奪い、こうし
てＬＥＤへの電流パルスの供給に先立つセンサの適切な
初期化を妨げる。
【００１２】この場合、センサの初期化は、電流パルス
がＬＥＤに供給される時点までに完了され得ない。その
結果、回路は早期にラッチし、血液酸素濃度の指示を与
えない。この場合、センサに依存するレート応答方式の
ペースメーカはレートを増大し得ない。すなわち、補償
が高度に望ましいことは明らかである。
【００１３】
【発明が解決しようとする課題】従って、特定されない
抵抗がセンサと並列に配置されている条件下でも血液酸
素濃度を測定するべく有効に作動する改良された血液酸
素センサに対するニーズが存在することは理解されよ
う。本発明の課題は、このニーズを満足することであ
る。
【００１４】
【課題を解決するための手段】本発明は、血液を選択的
に照射するための発光ダイオード（たとえばＬＥＤ）
と、血液により反射された光の強度を検出するための光
センサとを含んでおり、またＬＥＤと並列に配置されて
いる特定されない抵抗の存在を補正する漏れ補償回路を
有する種類の血液酸素センサ装置で実施される。検出手
段は、血液酸素濃度を決定するため、光センサにより発
生される強度信号に応答する。ＬＥＤへの電流パルスの
供給に先立ってセンサ装置を適切に初期化するべく、初
期化モードの間にＬＥＤに予め定められた初期化電流を
供給するための初期化手段が含まれている。初期化手段
は、ＬＥＤと並列に配置されているキャパシタを、予め
定められた電圧、すなわちＬＥＤが実質的な光を放出す
るオンセット電圧よりも少し低い電圧へ充電する。この
初期化モードの後に、ＬＥＤが血液による反射および光
センサおよび検出手段による検出のための実質的な光を
放出するように、パルス手段がＬＥＤに初期化電流より
も実質的に大きい電流パルスを供給する。本発明によれ
ば、初期化手段は、キャパシタと並列に配置されている
任意の抵抗の存在を補償するべく、時間と共に初期化電
流を制御可能に増大させる。これはセンサ装置がキャパ
シタをその予め定められた電圧に効率的に、また早期に
検出手段に光検出器による光の検出に対する初期化電流
を誤らせる危険なしに、充電することを可能にする。
【００１５】一層詳細には、本発明の血液酸素センサ装
置は、検出手段が、積分された強度信号を発生するべ
く、光検出器により発生された強度信号を積分するため
の積分器手段と、積分された電圧信号を予め定められた
しきいと比較するためのコンパレータ手段とを含んでい
る時に、特に有用である。測定モードの開始、すなわち
電流パルスの開始から、積分された電圧信号がしきいに
達するまでの時間遅れが血液酸素飽和レベルに逆に関係
付けられている。コンパレータ手段は、積分された電圧
信号がしきいに達する時に、コンパレータ手段がラッチ
し、またその後にＬＥＤに先に供給された光発生電流の
実質的な部分を受入れるように構成されていてよい。こ
れはＬＥＤに与えられる電圧をオンセット電圧以下に減
ずる。
【００１６】光センサはホトトランジスタを含んでいて
よく、また積分器手段およびコンパレータは共に第２の
トランジスタおよび第１および第２の抵抗器を含んでい
てよい。ホトトランジスタはそのエミッタをＬＥＤの陰
極に接続されて、またそのコレクタを第１の抵抗器を通
じてＬＥＤの陽極に接続されて配置されている。第２の
トランジスタはそのエミッタをＬＥＤの陽極に接続され
て、またそのコレクタを第２の抵抗器を通じてＬＥＤの
陰極に接続されて配置されている。加えて、ホトトラン
ジスタのベースは第２のトランジスタのコレクタに接続
されており、また第２のトランジスタのベースはホトト
ランジスタのコレクタに接続されている。この配置によ
り、ＬＥＤの光放出に応答して発生されるホトトランジ
スタ電流がホトトランジスタのコレクタに存在する漂遊
キャパシタンスを充電する。場合によっては、この電圧
は第２のトランジスタがバイアスオンされている点に達
し、第２のトランジスタがホトトランジスタをバイアス
オンし、また回路をラッチする。従って、ＬＥＤに先に
供給された電流はこのホトトランジスタ回路を通じて逸
らされ、またＬＥＤは光発生を止める。前記米国特許出
願明細書に記載されているように、積分節点はホトトラ
ンジスタのベースのような他の点であってもよい。
【００１７】本発明の一層詳細な特徴では、初期化手段
はＬＥＤと並列に配置されているキャパシタを、ホトト
ランジスタ回路を早期にラッチするのには不十分なレー
トで、実質的に直線的に充電するべく作動する。初期化
手段はこの充電を、電圧ランプ参照信号の発生と、キャ
パシタ電圧とランプ参照信号との比較および比較の結果
に従っての初期化電流の調節とにより成就する。こうし
て、たとえば、もしキャパシタ電圧がランプ参照信号の
レートよりも小さいレートで上昇していることが検出さ
れていれば、未知の並列抵抗は予想値よりも低い値を有
し、またそれを補償するべく初期化電流が相応して増大
されていることが推論される。本発明の他の一層詳細な
特徴では、コンパレータ手段は離散的な時点でのみキャ
パシタ電圧をランプ参照信号と比較し、また離散的なス
テップでのみ初期化電流を調節する。
【００１８】代替的な実施例では、コンパレータ手段
は、キャパシタ電圧信号を電圧ランプ参照信号と比較す
る代わりに、回路内のキャパシタンスを周期的に変更
し、またセンサ信号（および変化するキャパシタンス）
に依存する電圧を参照電圧と比較する。比較される電圧
の大きさは少なくとも参照電圧の大きさでなければなら
ない。そうでないならば、初期化電流が調節される。再
び、コンパレータ手段は離散的な時点でのみ比較を行な
い、また引き続いての比較の結果に従って離散的なステ
ップで初期化電流を増大させる。
【００１９】本発明の補償システムが不完全な初期化に
起因するセンサ回路の早期ラッチングを防止するべく作
用することは当業者により理解されよう。加えて、初期
化プロセスが高度に確実かつ正確に行なわれることを保
証することにより、本発明は血液酸素の測定を一層正確
にする。
【００２０】本発明の他の特徴および利点は、本発明の
原理を例示する添付図面を参照しての好ましい実施例の
説明から明らかになろう。
【００２１】
【実施例】図面、特に図１を参照すると、患者に植え込
まれたものとして示されている本発明の実施例である酸
素センサ装置を有するペースメーカシステムが示されて
いる。ペースメーカシステムは２つの構成要素を含んで
おり、第１の構成要素は電子式パルス発生器１１であ
り、第２の構成要素は整調リード１３である。整調リー
ドの一端はコネクタ１４を通じてパルス発生器１１に接
続されているおり、他端は静脈を通じて患者の心臓１７
の右心室１５のなかへ植え込まれている。整調リードの
上に、リードの遠位端１９に隣接して、酸素センサ２１
が配置されている。図１では、センサは心臓の右心房２
３のなかに示されているが、センサが代替的に心臓に通
ずる静脈のなか、または右心室のなかに配置されてもよ
いことは理解されよう。図示されている整調リードは単
極であるが、双極のリードも従来からよく知られてお
り、また代替的に使用され得る。加えて、図示されてい
るパルス発生器はシングルチャンバデバイスであるが、
本発明の原理はデュアルチャンバデバイスにも等しく応
用可能である。
【００２２】電子式パルス発生器１１は酸素センサ２１
へ整調リード１３のそれぞれ第１および第２の導線２７
および２９を介して予め定められた電流を供給するため
の電流源を有するセンサ駆動回路２５を含んでいる。結
果としての電圧は、血液酸素レベルを検出するべく、パ
ルス発生器のセンサ処理回路３１によりモニターかつ評
価される。適当なタイミング信号がセンサ駆動回路およ
びセンサ処理回路により交換される。追加的なペースメ
ーカ回路３３はペースメーカシステムの他の無関係な局
面に対して設けられている。
【００２３】次に図２を参照すると、酸素センサ２１は
発光ダイオード、すなわちＬＥＤ３５およびホトトラン
ジスタ回路３７を含んでおり、いずれも整調リード１３
の２つの導線２７および２９の間に接続されている。血
液の酸素レベルを検出するべく、ＬＥＤ３５が血液に向
けられる光Ｅ1 を放出するように、電流パルス３９（図
３（ａ））が整調リードを介して酸素センサに供給され
る。ホトトランジスタ回路は、回路により積分される光
電流を発生するべく、血液から反射される光Ｅ2 を検出
するホトトランジスタを含んでいる。この積分時間の間
に、電流の実質的にすべてがＬＥＤ３５を通じて導か
れ、図３（ｂ）に示されているように、約−１．６Ｖの
電圧レベルを発生する。光Ｅ1 は好ましくは約６６０ｎ
ｍの波長を有する。この波長は血液の反射能が実質的に
酸素レベルにより変化する波長である。
【００２４】光電流は、ホトトランジスタ４１のコレク
タ端子である積分節点４３で積分される。この節点の電
圧は図３（ｃ）に示されている。節点電圧が予め定めら
れたしきいに達する時、ホトトランジスタ回路３７は、
ＬＥＤ３５から電流を逸らすべく、ラッチオンする。こ
れは、図３（ｂ）に示されているように、整調リード１
３の２つの導線２７および２９の間の電圧を鋭く低下さ
せる。センサ処理回路３１はこの電圧低下を検出し、ま
たホトトランジスタ回路がラッチしたことを推論する。
時点Ｔ1 での電流パルスの開始から時点Ｔ2でのホトト
ランジスタ回路のラッチングまでの時間遅れは光電流に
逆に関係付けられており、従ってまた血液の酸素レベル
に逆に関係付けられている。電子式パルス発生器１１は
次いで、患者の心臓１７に対する適切なパルスレートを
決定するべく、適切にこの情報を利用する。
【００２５】ホトトランジスタ回路３７はホトトランジ
スタ４１、第２のトランジスタ４５、第１の抵抗器（Ｒ
1 ）４７および第２の抵抗器（Ｒ2 ）４９を含んでい
る。ホトトランジスタ４１は好ましくはｎｐｎトランジ
スタであり、また第２のトランジスタ４５は好ましくは
ｐｎｐトランジスタである。第２のトランジスタ４５の
コレクタ端子はホトトランジスタ４１のベース端子に接
続されており、またホトトランジスタ４１のコレクタ端
子は第２のトランジスタ４５のベース端子に接続されて
いる。加えて、第２のトランジスタ４５のエミッタ端子
はＬＥＤの陽極に接続されており、またホトトランジス
タ４１のエミッタ端子はＬＥＤの陰極に接続されてい
る。加えて、好ましくは抵抗器Ｒ2 の抵抗（たとえば２
２０キロオーム）よりも実質的に高い抵抗（たとえば２
０メグオーム）を有する抵抗器Ｒ1 は第２のトランジス
タ４５のベース端子とエミッタ端子との間に接続されて
おり、また抵抗器Ｒ2 はホトトランジスタ４１のベース
端子とエミッタ端子との間に接続されている。
【００２６】ホトトランジスタ回路３７の積分節点４３
における電圧は、ホトトランジスタ４１および第２のト
ランジスタ４５のベース‐エミッタおよびベース‐コレ
クタ接合と結び付けられているキャパシタンスのゆえ
に、ホトトランジスタ４１により発生される光電流を積
分する。このキャパシタンスは図２中に破線のなかに示
されている。場合によっては、積分節点４３における電
圧は、第２のトランジスタ４５を、それがそのコレクタ
端子から電流を供給し始めるように、順方向にバイアス
する。これは次いでホトトランジスタ４１を順方向にバ
イアスし、またホトトランジスタ４１はそれにより直ち
にラッチオンする。センサ駆動回路２５により酸素セン
サ２１へ供給される電流の大部分は次いで酸素センサを
って流れ、ＬＥＤ３５をバイパスし、またＬＥＤによる
光Ｅ1 の放出を終了させる。
【００２７】ホトトランジスタ回路３７を適切に初期化
し、また時点Ｔ1 で早期に、すなわち電流パルス３９
（図３（ａ））が開始する時にラッチオンしないことを
保証するべく、小さい初期化電流が最初に電流パルスに
先立って回路に供給される。この初期化電流はコネクタ
１４と結び付けられているフィードスルー‐キャパシタ
５１を、ＬＥＤ３５のオンセット電圧（ＬＥＤが実質的
な光を放出し始める典型的に約１．３５Ｖの電圧）より
も少し低い予め定められた電圧に充電するためのもので
ある。この初期化電流は符号５３を付して図３（ａ）中
に示されている。こうして初期化されると、電流パルス
が時点Ｔ1 で開始する時にＬＥＤ３５は直ちに光Ｅ1 を
放出し始める。
【００２８】初期化電流への重要な制限は、それが電圧
の大きさに急速な増大を呈さないことである。さもなけ
れば、第２のトランジスタ４５を順方向にバイアスし、
それによりホトトランジスタ回路３７をラッチするのに
十分な電圧に積分節点４３を充電するべく、初期化電流
はホトトランジスタ４１および第２のトランジスタ４５
の漏れキャパシタンスを通じて導かれ得よう。こうして
図３（ｃ）中に示されているように、積分節点における
電圧は初期化周期の間は実際に増大しない。しかし、初
期化電圧は急速な大きさの増大を受けないので、この電
圧は第２のトランジスタ４５をバイアスオンするのに決
して十分ではない。
【００２９】時によっては、特定されない値の漏れ抵抗
がＬＥＤ３５およびホトトランジスタ回路３７と並列に
配置され得る場合がある。この抵抗は符号５５を付され
ている。整調リード１３および（または）リードコネク
タへの流体の侵入により生じ得るこの抵抗は、さもなけ
ればフィードスルー‐キャパシタ５１を最初に充電し、
次いでＬＥＤ３５を通過するはずの電流を奪う。これは
酸素センサの適切な初期化を妨げる。なぜならば、フィ
ードスルー‐キャパシタ５１がＬＥＤ３５のオンセット
電圧よりも少し低いその予め定められた電圧に決して達
しないからである。抵抗の値は一般に知られておらず、
それどころか広い範囲（たとえば５０キロオームないし
４メグオーム）にわたり変動し得るので、その存在は単
に特定の大きさだけ初期化電流５３を増大することによ
っては補償され得ない。
【００３０】本発明によれば、酸素センサ２１の適切な
初期化が、任意の並列漏れ抵抗の値にかかわりなくフィ
ードスルー‐キャパシタ５１の電圧がその予め定められ
た電圧に均等に充電するように、初期化電流を制御可能
に増大させるべく、センサ駆動回路２５を特別に構成す
ることにより保証されている。この結果を達成するべ
く、センサ処理回路３１は２つの導線２７および２９の
間の電圧を周期的にモニターし、またその電圧を内部の
参照電圧と比較する。電圧が不十分なレートで増大して
いることが決定される時、漏れ抵抗が初期化電流のいく
らかを奪っており、またそれに応じてセンサ駆動回路が
初期化電流を増大させる条件にされていることが推論さ
れる。この結果を達成するためのセンサ駆動回路および
センサ処理回路の２つの代替的な実施例は以下に開示さ
れる。
【００３１】図４には、フィードスルー‐キャパシタ５
１および酸素センサ２１と並列に配置されている特定さ
れない漏れ抵抗を補償するためのセンサ駆動回路２５お
よびセンサ処理回路３１の第１の実施例の重要な部分が
示されている。示されている回路は同一の電流（たとえ
ば２マイクロアンペア）を供給するための２つの同一の
電流源５７および５９を含んでおり、一方は導線２９を
介してフィードスルー‐キャパシタ５１および酸素セン
サ２１に結合されており、他方は導線６１を介して並列
接続されているキャパシタ６３および抵抗器６５に結合
されている。キャパシタ６３はフィードスルー‐キャパ
シタ５１と同一のキャパシタンス（たとえば４．７ナノ
ファラッド）を有するように選定されている。抵抗器６
５は各測定サイクルの後にキャパシタ５１を放電させる
のに利用されている。
【００３２】キャパシタ６３の電圧は抵抗およびキャパ
シタンス値により決定される逆指数関数に従って増大す
る。含まれている短い継続時間の間は、この充電は図５
（ｂ）に示されているように実質的に直線的である。同
様に、フィードスルー‐キャパシタ５１の両端の電圧は
フィードスルー‐キャパシタ５１のキャパシタンスおよ
び漏れ抵抗５５により決定される逆指数関数に従って増
大する。
【００３３】コンパレータ６７はキャパシタ６３および
フィードスルー‐キャパシタ５１に存在する電圧を比較
する。もし漏れ抵抗５５が抵抗器６５の抵抗よりも低い
ならば、フィードスルー‐キャパシタ５１の電圧はじき
にキャパシタ６３の電圧よりも低くなる。コンパレータ
６７はこの差を検出し、またフリップフロップ６９へク
ロックインされる適切なレベルを出力する。次いでフリ
ップフロップ６９は、４ビット‐カウンタ７３をインク
レメントするべくゲート７１を通じて結合されている信
号を出力する。４つの別々の電流源７５ａ、７５ｂ、７
５ｃおよび７５ｄがそれぞれ制御線７７ａ、７７ｂ、７
７ｃおよび７７ｄを介してカウンタの４つのディジタル
出力により制御される。２進のステップで電流を供給す
るこれらの電流源は、それらが最初の電流源を補なうよ
うな仕方で導線２９に接続されている。２進のステップ
の相い続くステップは約２マイクロアンペアの電流を加
える。
【００３４】４ビット‐カウンタ７３が最初にインクレ
メントされる時、それはフィードスルー‐キャパシタ５
１および酸素センサ２１に供給される電流を実効的に２
倍にする第１の電流源７５ａをスイッチオンする。これ
はフィードスルー‐キャパシタ５１が充電するレートを
増大し、それをキャパシタ６３の連続的に増大する電圧
に一層近づけるように駆動する。これは図５（ｂ）に示
されている。
【００３５】フィードスルー‐キャパシタ５１の電圧が
キャパシタ６５の電圧よりも低い値にとどまるかぎり、
コンパレータ６７はフリップフロップ６９がクロックさ
れるつどカウンタ７３をインクレメントし続ける。この
ような各インクレメントにより追加的な大きさの電流が
導線２９を介してフィードスルー‐キャパシタ５１およ
び酸素センサ２１に供給される。他方において、もしフ
ィードスルー‐キャパシタ５１の電圧がキャパシタ６５
の電圧を超過すれば、カウンタ７３はインクレメントさ
れず、またフィードスルー‐キャパシタ５１に供給され
ている電流は同一にとどまる。図５（ａ）にはフィード
スルー‐キャパシタ５１に供給される電圧が漏れ抵抗５
５の典型的な中間的な値に対して示されている。ゲート
７９は、もしカウンタがその最大カウントに達したなら
ば、カウンタのその後のインクレメントを禁止する。
【００３６】１６クロックパルスに相当する周期が経過
した後に、キャパシタ６５の電圧、従ってまたフィード
スルー‐キャパシタ５１の電圧がＬＥＤ３５のオンセッ
ト電圧よりも少し低い予め定められた電圧に達している
べきであることは知られている。この電圧は好ましくは
約１．３５ボルトである。この時点で、フリップフロッ
プ６９へのその後のクロックパルスの結合は終了され、
他方において、電流源５７および電流源７５ａ、７５
ｂ、７５ｃおよび７５ｄのすべてはフィードスルー‐キ
ャパシタ５１および酸素センサ２１に電流を供給し続け
る。すべてＬＥＤ３５を通じて導かれる電流はＬＥＤに
光を放出させるのに不十分である。
【００３７】この時間中に、酸素センサ２１の積分節点
４３における電圧は、抵抗（Ｒ1 ）４７を通じて放電す
ることにより、零付近へ減衰することを許される。予め
定められた時間間隔の後に、節点電圧は完全に放電さ
れ、また酸素センサ適切に初期化され、上記のように電
流パルス３９を受ける条件にある。
【００３８】フィードスルー‐キャパシタ５１および酸
素センサ２１に供給される制御可能に増大される電流の
ゆえに、この適切な初期化は広い範囲で変化し得る漏れ
抵抗の存在にもかかわらず達成される。電流源７５ａ、
７５ｂ、７５ｃおよび７５ｄにより供給される追加され
る電流はこの漏れ抵抗を、電流源５７によりフィードス
ルー‐キャパシタ５１に供給される電流を抵抗がフィー
ドスルー‐キャパシタから奪うことを防止するのに必要
とされる電流を常に供給することによって、実質的に補
償する。
【００３９】図６には本発明の第２の実施例によるセン
サ駆動回路２５およびセンサ処理回路３１の一部分が示
されている。この実施例は、参照電圧ランプが使用され
ていないことを例外として、図４の第１の実施例に類似
している。その代わりに、追加的なキャパシタンスが周
期的に回路のなかへ接続され、また特定の電圧Ｖcompが
周期的に参照電圧Ｖref と比較される。もしＶcompの大
きさが少なくともＶre f の大きさであれば、システムは
良好に作動している。もしそうでなければ、追加的な電
流が補償のために供給される。図６中で、図４中の回路
要素と同一の回路要素はすべて同一の符号を付されてい
る。
【００４０】図６で、コンパレータ６７はその非反転入
力端子に、導線８１を介して供給される固定された参照
電圧をＶref 受け、またその反転入力端子に導線８３を
介してＶcompを受ける。容量分圧された電圧が直列キャ
パシタ８５および並列接続されたキャパシタ８７および
８９ａ、８９ｂ、８９ｃおよび８９ｄにより与えられ
る。４つのキャパシタス８９ａ、８９ｂ、８９ｃおよび
８９ｄのキャパシタンス値は２進順序に従い、またこれ
らのキャパシタは４ビット‐カウンタ９１の制御のもと
に回路のなかへ接続される。
【００４１】１５のクロックサイクルがフィードスルー
‐キャパシタをその予め定められた電圧に充電するのに
回路に対して必要とされる。（１５という数は好ましい
実施例で使用されるが、変化してよい。） このような
サイクルの最初のサイクルに先だって、キャパシタは３
つのＡスイッチ９３、９５および９７を閉じ、また２つ
のＢスイッチ９９および１０１を開くことにより初期化
される。この条件では、導線８１を介して供給される参
照電圧はコンパレータ６７の両入力端に与えられ、また
零ボルトの参照電位は直列キャパシタ８５の入力側に与
えられる。
【００４２】ＡおよびＢスイッチはそれぞれ相補性のＡ
およびＢクロック信号により制御される。（注意：Ａス
イッチはＢスイッチと同時には決して閉じられないよう
にタイミングがとられている。）その後に、Ａスイッチ
９３、９５および９７は開かれ、また２つのＢスイッチ
９９および１０１は閉じられる。その結果、参照電圧は
コンパレータ６７の非反転入力端子のみに与えられてお
り、またフィードスルー‐キャパシタンス電圧は直列キ
ャパシタ８５の入力側に与えられており、その電圧はキ
ャパシタ８５およびキャパシタ８７のキャパシタンスの
比に従って分圧されている。
【００４３】引き続く各クロックサイクルの間、フリッ
プフロップ６９はＡクロック信号によりクロックされ、
また４ビット‐カウンタ９１はＢクロック信号によりク
ロックされる。加えて、Ａスイッチ９３、９５および９
７およびＢスイッチ９９および１０１が上記のように操
作される。カウンタ９１の４つのディジタル出力スイッ
チは導線１０３ａ、１０３ｂ、１０３ｃおよび１０３ｄ
を介してそれぞれキャパシタ８９ａ、８９ｂ、８９ｃお
よび８９ｄと結び付けられているスイッチ１０５ａ、１
０５ｂ、１０５ｃおよび１０５ｄに結合されている。こ
うして、引き続く各サイクルで、並列キャパシタンスの
ステップ状の増大が行われる。システムは下記の電荷保
存式を用いることにより最もよく解析される。 Ｖcomp＝５．９（Ｖref ＋Ｖsensor）／（６．６＋ｎ） ここで、ｎはスイッチインされるキャパシタンスのユニ
ットの数である。もしシステムが適切に作動していれ
ば、Ｖcompは大きさがＶref と等しく、またはそれを越
えていなければならない。この状況では、追加的な電流
が電流源により供給される必要はない。またフリップフ
ロップ６９はコンパレータ６７の出力を読むに先だって
各クロックパルスでセットされることに注意すべきであ
る。
【００４４】もしフィードスルー‐キャパシタンス電圧
の大きさが導線８１を介して供給される参照電圧Ｖref
よりも小さいことがコンパレータ６７により決定されて
いれば、これはフリップフロップ６９をリセットし、フ
リップフロップ６９が次いで４ビット‐カウンタ７３を
インクレメントする。インクレメント的により高い電流
がそれによって電流源７５ａ、７５ｂ、７５ｃおよび７
５ｄによりフィードスルー‐キャパシタ５１および酸素
センサ２１に供給される。図４の実施例と同様に、この
実施例も、フィードスルー‐キャパシタ電圧が不十分な
高さであることが決定されるつど、供給される電流を増
大し続ける。他方において、フィードスルー‐キャパシ
タ電圧が次いでその所望の電圧を越えることがクロック
サイクルで決定される時には、フィードスルー‐キャパ
シタ５１を通じて供給される電流は不変にとどまる。
【００４５】１５のクロックパルスの後に、フィードス
ルー‐キャパシタ５１および酸素センサ２１に供給され
ている電流のその後のインクレメントは終了される。回
路は次いで予め定められた周期にわたりアイドル状態と
なり、ホトトランジスタ回路３７の積分節点の電圧が零
に減衰することを許す。その後、電流パルス３９が酸素
センサ２１に与えられ得る。そして酸素センサ２１が上
記のように血液酸素飽和レベルを正しく検出することを
許す。
【００４６】以上の説明から、本発明により、酸素セン
サと並列に存在するかもしれない任意の漏れ抵抗の値に
かかわりなく酸素センサの適切な初期化を許す特別な漏
れ補償回路を有する改良された血液酸素センサ装置が得
られることは理解されよう。酸素センサと並列に配置さ
れているキャパシタが小さい初期化電流により充電され
ている初期化モードの間、漏れ補償回路がキャパシタ電
圧をモニターし、また、もしキャパシタが特定されない
漏れ抵抗に起因して不十分なレートで充電していること
が決定されるならば、電流を制御可能に増大させる。こ
れは酸素センサが、その後に血液酸素飽和レベルを正確
に測定し得るように、適切に初期化されることを可能に
する。
【００４７】本発明を現在好ましい実施例のみを参照し
て詳細に説明してきたが、当業者は種々の変更が本発明
から逸脱することなく行われ得ることを理解するであろ
う。従って、本発明の範囲は特許請求の範囲によっての
み限定されるものとする。
【図面の簡単な説明】
【図１】本発明を実施した血液酸素飽和センサ装置の概
要ブロック図を、心臓に植え込まれたその酸素センサと
共に示す図。
【図２】酸素センサに対する適当な電気回路構成の概要
ブロック図を、図１のセンサ駆動回路およびセンサ処理
回路と組み合わせて示す図。
【図３】（ａ）は図２のそれと同様な酸素センサに従来
のセンサ駆動回路により供給される電流を示すタイミン
グダイアグラム、（ｂ）は（ａ）の電流から生ずる図２
の酸素センサの両端の電圧を示すタイミングダイアグラ
ム、（ｃ）は（ａ）の電流から生ずる図２の酸素センサ
内の抵抗Ｒ1 の両端の電圧を示すタイミングダイアグラ
ム。
【図４】酸素センサと組み合わせて示されている図２の
センサ駆動およびセンサ処理回路の第１の実施例の概要
図。
【図５】（ａ）は図４のセンサ駆動回路により酸素セン
サに供給される電流のタイミングダイアグラム、（ｂ）
は図４のセンサ駆動回路により酸素センサに供給される
電流の結果としての電圧のタイミングダイアグラム。
【図６】酸素センサと組み合わせて示されているセンサ
駆動およびセンサ処理回路の代替的実な例のブロック
図。
【図７】（ａ）は図６のコンパレータに供給される電圧
信号のタイミングダイアグラム 、（ｂ）は図６のセンサ駆動回路により酸素センサに供
給される電流のタイミングダイアグラム、（ｃ）は図６
のセンサ駆動回路により酸素センサに供給される電流の
結果としての電圧のタイミングダイアグラム。
【符号の説明】
１１ 電子式パルス発生器 １３ 整調リード １４ コネクタ １５ 右心室 １７ 心臓 １９ リードの遠位端 ２１ 酸素センサ ２３ 右心房 ２５ センサ駆動回路 ２７、２９ 導線 ３１ センサ処理回路 ３３ ペースメーカ回路 ３５ 発光ダイオード ３７ ホトトランジスタ回路 ３９ 電流パルス ４１ ホトトランジスタ ４５ 第２のトランジスタ ５１ フィードスルー‐キャパシタ ５５ 漏れ抵抗

Claims (23)

    (57)【特許請求の範囲】
  1. 【請求項１】 血液を選択的に照射するための発光ダイ
    オードと、血液により反射された光の強度を検出するた
    めの光センサとを含んでおり、発光ダイオードがそれと
    並列に配置されているキャパシタおよび漏れ抵抗を有す
    る種類の血液酸素センサ中に使用するための漏れ補償回
    路において、 発光ダイオードと並列に配置されたキャパシタを、発光
    ダイオードが実質的に光を放出するオンセット電圧より
    も低い予め定められた電圧に制御可能に充電するべく、
    初期化モードの間に初期化電流を供給するための初期化
    手段であって、キャパシタと並列の漏れ抵抗の存在を補
    償するべく時間と共に初期化電流を制御可能に増大させ
    るための手段を含んでいる初期化手段と、 初期化モードに続く測定モードの間に、発光ダイオード
    が血液による反射および光センサによる検出のための実
    質的な光を放出するように、発光ダイオードに初期化電
    流よりも実質的に大きい光発生電流を供給するためのパ
    ルス手段とを含んでおり、 初期化モードの間の予め定められた電圧へのキャパシタ
    の充電が、一層良好に定めされた光の量の発光ダイオー
    ドによる放出と、血液酸素飽和の正確な測定値のセンサ
    による発生とを容易にすることを特徴とする血液酸素セ
    ンサ用漏れ補償回路。
  2. 【請求項２】 初期化手段がキャパシタを予め定められ
    た電圧へ実質的に直線的に充電するべく作動可能である
    ことを特徴とする請求項１記載の漏れ補償回路。
  3. 【請求項３】 初期化手段が、電圧ランプ参照信号を発
    生するための手段と、キャパシタ電圧をランプ参照信号
    と比較し、また比較の結果に従って離散的なステップで
    初期化電流を調節するための手段とを含んでいることを
    特徴とする請求項２記載の漏れ補償回路。
  4. 【請求項４】 初期化手段が、一連の離散的時点でキャ
    パシタ電圧を予め定められた参照信号と比較し、また引
    き続いての比較の結果に従って離散的なステップで初期
    化電流を調節するための手段を含んでいることを特徴と
    する請求項２記載の漏れ補償回路。
  5. 【請求項５】 比較および調節のための手段が、予め定
    められた参照信号を成す電圧ランプ信号を発生するため
    の手段を含んでいることを特徴とする請求項４記載の漏
    れ補償回路。
  6. 【請求項６】 初期化手段が、一連の離散的時点でキャ
    パシタ電圧をモニターし、また一連の離散的時点でキャ
    パシタ電圧の状態を示す調節された電圧を発生するため
    の手段と、一連の離散的時点で調節された電圧信号を固
    定された参照と比較し、また引き続いての比較に従って
    これらの離散的時点で初期化電流を調節するための手段
    とを含んでいることを特徴とする請求項１記載の漏れ補
    償回路。
  7. 【請求項７】 漏れ抵抗が予め定められた範囲内で予め
    定められていない値を有し、初期化手段が、漏れ抵抗の
    値にかかわりなく予め定められた電圧にキャパシタを充
    電するように初期化電流を制御可能に増大させるための
    手段を含んでいることを請求項１記載の漏れ補償回路。
  8. 【請求項８】 ペースメーカと共に使用するための血液
    酸素センサ装置において、 酸素飽和レベルを測定されるべき血液に向けて光を放出
    するように配置されており、キャパシタおよび漏れ抵抗
    を並列に接続されている発光ダイオードと、 発光ダイオードにより放出され、また血液により反射さ
    れた光を検出し、また対応する強度信号を発生するべく
    配置されている光検出器と、 血液の酸素濃度を決定するための強度信号に応答する検
    出手段と、 発光ダイオードが実質的に光を放出するオンセット電圧
    よりも低い予め定められた電圧に実質的に直線的にキャ
    パシタを充電するべく、初期化モードの間に初期化電流
    を供給するための初期化手段とを含んでおり、初期化手
    段が、漏れ抵抗の存在を補償するべく時間と共に初期化
    電流を制御可能に増大させるための手段を含んでおり、
    また初期化モードの間の予め定められた電圧へのキャパ
    シタの充電が、良好に定められた光の量の発光ダイオー
    ドによる放出と、血液酸素飽和の正確な測定値の装置に
    よる発生とを容易にすることを特徴とする血液酸素セン
    サ装置。
  9. 【請求項９】 初期化手段が、電圧ランプ参照信号を発
    生するための手段と、キャパシタ電圧をランプ参照信号
    と比較し、また比較の結果に従って離散的なステップで
    初期化電流を調節するための手段とを含んでいることを
    特徴とする請求項８記載の血液酸素センサ装置。
  10. 【請求項１０】 初期化手段が、一連の離散的時点でキ
    ャパシタ電圧を予め定められた参照信号と比較し、また
    引き続いての比較の結果に従って離散的なステップで初
    期化電流を調節するための手段を含んでいることを特徴
    とする請求項８記載の血液酸素センサ装置。
  11. 【請求項１１】 比較および調節のための手段が、予め
    定められた参照信号を成す電圧ランプ信号を発生するた
    めの手段を含んでいることを特徴とする請求項１０記載
    の血液酸素センサ装置。
  12. 【請求項１２】 初期化手段が、一連の離散的時点でキ
    ャパシタ電圧をモニターし、また一連の離散的時点でキ
    ャパシタ電圧の状態を示す調節された電圧を発生するた
    めの手段と、一連の離散的時点で調節された電圧信号を
    固定された参照と比較し、また引き続いての比較に従っ
    てこれらの離散的時点で初期化電流を調節するための手
    段とを含んでいることを特徴とする請求項８記載の血液
    酸素センサ装置。
  13. 【請求項１３】 比較および調節のための手段が、入力
    として調節された電圧および固定された参照電圧を有す
    るコンパレータを含んでいることを特徴とする請求項１
    ２記載の血液酸素センサ装置。
  14. 【請求項１４】 比較および調節のための手段が、調節
    された電圧が固定された参照電圧よりも低い時には常に
    初期化を調節することを特徴とする請求項１３記載の血
    液酸素センサ装置。
  15. 【請求項１５】 モニタリングのための手段が、固定さ
    れた値を有する第１の検査キャパシタと可変の値を有す
    る第２の検査キャパシタとを含んでおり、 第１の検査キャパシタは第１の端子および第２の端子を
    有し、第１の検査キャパシタの第１の端子はキャパシタ
    に接続されており、 第２の検査キャパシタは第１の端子および第２の端子を
    有し、第１の検査キャパシタの第２の端子は第２の検査
    キャパシタの第１の端子とキャパシタ群との間に接続さ
    れており、また調節される電圧が測定される点としての
    役割をしており、第２の検査キャパシタの第２の端子は
    Ａスイッチを介して固定された参照電圧に接続されてい
    ることを特徴とする請求項１２記載の血液酸素センサ装
    置。
  16. 【請求項１６】 一連の離散的時点の各々の間で第２の
    検査キャパシタの値をインクレメンタルに増大させるた
    めの手段を含んでいることを特徴とする請求項１５記載
    の血液酸素センサ装置。
  17. 【請求項１７】 一連の離散的時点の各々に先立って第
    １の検査キャパシタを予充電するための手段と、一連の
    離散的時点の各々に先立って第２の検査キャパシタを放
    電させるための手段とを含んでいることを特徴とする請
    求項１６記載の血液酸素センサ装置。
  18. 【請求項１８】 漏れ抵抗が予め定められた範囲内で予
    め定められていない値を有し、初期化手段が、漏れ抵抗
    の値にかかわりなく予め定められた電圧にキャパシタを
    充電するように初期化電流を制御可能に増大させるため
    の手段を含んでいることを特徴とする請求項８記載の血
    液酸素センサ装置。
  19. 【請求項１９】 初期化モードに続く測定モードの間
    に、発光ダイオードが血液による反射および光センサに
    よる検出のための実質的な光を放出するように、発光ダ
    イオードに初期化電流よりも実質的に大きい光発生電流
    を供給するためのパルス手段をも含んでおり、検出手段
    が、積分された強度信号を発生するべく、光検出器によ
    り発生された強度信号を積分するための積分器手段と、
    積分された電圧信号を予め定められたしきいと比較し、
    また積分された電圧信号がしきいに到達する時に検出時
    点で出力信号を発生するためのコンパレータ手段とを含
    んでおり、測定の開始から検出時点までの時間遅れが血
    液酸素飽和レベルに逆に関係付けられていることを特徴
    とする請求項８記載の血液酸素センサ装置。
  20. 【請求項２０】 コンパレータ手段が、積分された電圧
    信号がしきいに到達する時に、パルス手段により供給さ
    れる光発生電流の実質的な部分を受入れ、従ってまた発
    光ダイオードに供給される電圧をオンセット電圧の下に
    減ずるように構成されており、検出手段が、発光ダイオ
    ードに与えられる電圧をモニターし、また電圧がオンセ
    ット電圧の下に減ぜられている時の検出時点を確立する
    ための手段を含んでいることを特徴とする請求項１９記
    載の血液酸素センサ装置。
  21. 【請求項２１】 光検出器がホトトランジスタを含んで
    おり、積分器手段およびコンパレータ手段が一緒に、ト
    ランジスタ、第１の抵抗器および第２の抵抗器を含んで
    おり、トランジスタはそのコレクタ端子でホトトランジ
    スタのベース端子に接続されており、そのベース端子で
    ホトトランジスタのコレクタ端子に接続されており、ま
    たそのエミッタ端子で発光ダイオードの第１の端子に接
    続されており、ホトトランジスタのエミッタ端子は発光
    ダイオードの第２の端子に接続されており、第１の抵抗
    器はトランジスタのベース端子とエミッタ端子との間に
    接続されており、第２の抵抗器はホトトランジスタのベ
    ース端子とエミッタ端子との間に接続されていることを
    特徴とする請求項１９記載の血液酸素センサ装置。
  22. 【請求項２２】 トランジスタがｐｎｐトランジスタで
    あり、またホトトランジスタがｎｐｎトランジスタであ
    り、第１の抵抗器の抵抗が第２の抵抗器の抵抗よりも実
    質的に大きく、発光ダイオードの第１の端子がその陽極
    であり、発光ダイオードの第２の端子がその陰極である
    ことを特徴とする請求項２１記載の血液酸素センサ装
    置。
  23. 【請求項２３】 初期化手段により発光ダイオードに供
    給される初期化電流が、トランジスタをバイアスオンす
    るのに十分な電圧降下を第１の抵抗器の両端に生じさせ
    るのに不十分であることを特徴とする請求項２２記載の
    血液酸素センサ装置。
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