JP3062661B2 - 頭蓋内圧測定システム - Google Patents
頭蓋内圧測定システムInfo
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- JP3062661B2 JP3062661B2 JP3504719A JP50471991A JP3062661B2 JP 3062661 B2 JP3062661 B2 JP 3062661B2 JP 3504719 A JP3504719 A JP 3504719A JP 50471991 A JP50471991 A JP 50471991A JP 3062661 B2 JP3062661 B2 JP 3062661B2
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- Japan
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- signal
- optical
- temperature
- spectrum
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- G—PHYSICS
- G01—MEASURING; TESTING
- G01L—MEASURING FORCE, STRESS, TORQUE, WORK, MECHANICAL POWER, MECHANICAL EFFICIENCY, OR FLUID PRESSURE
- G01L9/00—Measuring steady of quasi-steady pressure of fluid or fluent solid material by electric or magnetic pressure-sensitive elements; Transmitting or indicating the displacement of mechanical pressure-sensitive elements, used to measure the steady or quasi-steady pressure of a fluid or fluent solid material, by electric or magnetic means
- G01L9/0041—Transmitting or indicating the displacement of flexible diaphragms
- G01L9/0076—Transmitting or indicating the displacement of flexible diaphragms using photoelectric means
- G01L9/0077—Transmitting or indicating the displacement of flexible diaphragms using photoelectric means for measuring reflected light
-
- A—HUMAN NECESSITIES
- A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
- A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
- A61B5/00—Measuring for diagnostic purposes; Identification of persons
- A61B5/02—Detecting, measuring or recording pulse, heart rate, blood pressure or blood flow; Combined pulse/heart-rate/blood pressure determination; Evaluating a cardiovascular condition not otherwise provided for, e.g. using combinations of techniques provided for in this group with electrocardiography or electroauscultation; Heart catheters for measuring blood pressure
- A61B5/021—Measuring pressure in heart or blood vessels
- A61B5/0215—Measuring pressure in heart or blood vessels by means inserted into the body
- A61B5/02154—Measuring pressure in heart or blood vessels by means inserted into the body by optical transmission
-
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- A61B5/00—Measuring for diagnostic purposes; Identification of persons
- A61B5/03—Detecting, measuring or recording fluid pressure within the body other than blood pressure, e.g. cerebral pressure; Measuring pressure in body tissues or organs
- A61B5/031—Intracranial pressure
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Description
本発明は一般的には体腔中の流体圧力を測定するため
のカテーテルアセンブリー（組み立て構成物）に関する
ものであり、特に種々のモニターと共に使用するのに適
しているファイバー光学的カテーテルアセンブリーに関
するものである。
のカテーテルアセンブリー（組み立て構成物）に関する
ものであり、特に種々のモニターと共に使用するのに適
しているファイバー光学的カテーテルアセンブリーに関
するものである。
体腔中の流体圧力を測定するためのシステムは典型的
には体内の流体圧力を体外の圧力感知器に伝達させてい
る液体充填カテーテルを含んでいた。このシステムの精
度は静水圧力における変動および流体カラムに関連した
他の不調和により損なわれる。 これらのシステムと共に使用される感知器は典型的に
は流体充填カテーテルを介して体腔と流体連結している
圧力応答絞りからなっている。これらの絞りの圧力誘発
性偏差は、既知の原則に従いそれらの抵抗を変動させる
ピエゾ抵抗歪みゲージに機械的に連結されている。これ
らの歪みゲージは普通はホイートストンブリッジ配置で
構成されている。誘発性歪みの量、従って適用される圧
力の量、は励起電圧をブリッジに適用しそしてブリッジ
の出力電圧を監視することにより、測定される。 典型的には、感知器がモニターまたは表示装置とは別
の装置中に備えられており、そして電気ケーブルおよび
連結器を介してモニターと連結されており、それは作
業、患者移送、または単一患者使用の場合には処分のた
めにはずすことができる。他方では患者モニターはしば
しば永久的に操作室または病院の集中治療室内に設置さ
れている。これらのモニターはしばしば例えば心電図導
線の如き他の装置用の入力を含んでいる。 これらの今までのシステムでは、患者モニターが励起
電圧を感知器に供給し、そして感知器がモニターに出力
電圧を与えるという標準方法が採用されている。ホイー
トストンブリッジ感知器がその下で操作されている原則
に従うと、出力電圧は励起電圧に比例しておりそしてま
た適用電圧にも比例している。時代を経て、比例定数が
標準化されて、１ボルトの励起当たり５マイクロボルト
の信号が１ミリメートルの水銀適用圧力に等しくされ
た。この標準を使用すると、いずれの感知器でもこの標
準とも付着している患者モニターと共に使用するために
容易に適合させることができる。 比例標準により使用者はこれらのシステムの使用にお
いて相当な利益を得ることができ、種々の製造業者にも
かかわらず多種の型の感知器および患者モニターを容易
に相互交換することができるであろう。従って、この標
準を基にしたシステムは流体充填カテーテルによる圧力
測定に伴う困難にもかかわらずほぼ全般的に承認されて
いる。 この比例標準の採用により、励起電圧はほとんどの全
ての量であることができそして時間変動可能になった。
さらに、該技術はある種の最小抵抗を有するピエゾ抵抗
器の使用を記しているため、これらの感知器は一般的に
非常に少ない動力を消費する。その結果、モニターは自
由となり変動する電圧水準およびフォーマットを有する
励起動力を供給し、それらは両者とも時間変動性であ
り、（正弦およびパルス）、そして時間非依存性である
（DC）。これにより、個々のモニター製造業者の条件お
よび希望に従い励起電圧が供給されそして構成されるこ
とが可能となった。 ホイートストンブリッジ回路も非常に低い動力条件を
有している。その結果、モニターの励起動力供給は限定
された量だけの動力を与えるように設計されている。 最近、出願人は監視しようとする体腔内に直接置くこ
とのできる光学的感知器およびアセンブリーを開示して
いる。これが外部感知器の使用に伴う多くの欠点を除い
た。この光学的カテーテルを採用してそれが現在入手可
能な患者モニターの実質的に全てと共に機能可能にする
ことが今望まれている。
には体内の流体圧力を体外の圧力感知器に伝達させてい
る液体充填カテーテルを含んでいた。このシステムの精
度は静水圧力における変動および流体カラムに関連した
他の不調和により損なわれる。 これらのシステムと共に使用される感知器は典型的に
は流体充填カテーテルを介して体腔と流体連結している
圧力応答絞りからなっている。これらの絞りの圧力誘発
性偏差は、既知の原則に従いそれらの抵抗を変動させる
ピエゾ抵抗歪みゲージに機械的に連結されている。これ
らの歪みゲージは普通はホイートストンブリッジ配置で
構成されている。誘発性歪みの量、従って適用される圧
力の量、は励起電圧をブリッジに適用しそしてブリッジ
の出力電圧を監視することにより、測定される。 典型的には、感知器がモニターまたは表示装置とは別
の装置中に備えられており、そして電気ケーブルおよび
連結器を介してモニターと連結されており、それは作
業、患者移送、または単一患者使用の場合には処分のた
めにはずすことができる。他方では患者モニターはしば
しば永久的に操作室または病院の集中治療室内に設置さ
れている。これらのモニターはしばしば例えば心電図導
線の如き他の装置用の入力を含んでいる。 これらの今までのシステムでは、患者モニターが励起
電圧を感知器に供給し、そして感知器がモニターに出力
電圧を与えるという標準方法が採用されている。ホイー
トストンブリッジ感知器がその下で操作されている原則
に従うと、出力電圧は励起電圧に比例しておりそしてま
た適用電圧にも比例している。時代を経て、比例定数が
標準化されて、１ボルトの励起当たり５マイクロボルト
の信号が１ミリメートルの水銀適用圧力に等しくされ
た。この標準を使用すると、いずれの感知器でもこの標
準とも付着している患者モニターと共に使用するために
容易に適合させることができる。 比例標準により使用者はこれらのシステムの使用にお
いて相当な利益を得ることができ、種々の製造業者にも
かかわらず多種の型の感知器および患者モニターを容易
に相互交換することができるであろう。従って、この標
準を基にしたシステムは流体充填カテーテルによる圧力
測定に伴う困難にもかかわらずほぼ全般的に承認されて
いる。 この比例標準の採用により、励起電圧はほとんどの全
ての量であることができそして時間変動可能になった。
さらに、該技術はある種の最小抵抗を有するピエゾ抵抗
器の使用を記しているため、これらの感知器は一般的に
非常に少ない動力を消費する。その結果、モニターは自
由となり変動する電圧水準およびフォーマットを有する
励起動力を供給し、それらは両者とも時間変動性であ
り、（正弦およびパルス）、そして時間非依存性である
（DC）。これにより、個々のモニター製造業者の条件お
よび希望に従い励起電圧が供給されそして構成されるこ
とが可能となった。 ホイートストンブリッジ回路も非常に低い動力条件を
有している。その結果、モニターの励起動力供給は限定
された量だけの動力を与えるように設計されている。 最近、出願人は監視しようとする体腔内に直接置くこ
とのできる光学的感知器およびアセンブリーを開示して
いる。これが外部感知器の使用に伴う多くの欠点を除い
た。この光学的カテーテルを採用してそれが現在入手可
能な患者モニターの実質的に全てと共に機能可能にする
ことが今望まれている。
【発明の要旨】 本発明に従うと、光学的カテーテルアセンブリーは励
起電圧源を供するモニターと共に使用するのに適してお
り、ここで該電圧は交流、直流、またはパルス電流の形
である。カテーテルアセンブリーはまた、これらの種々
の形の励起電圧を現在入手可能な種々のモニターにより
与えられる実質的にいずれの振幅においても受けるよう
に構成されている。さらに、このアセンブリーは今まで
のホイートストンブリッジ歪みゲージにより供されてい
るのと実質的に同じフォーマットにされている出力信号
を供するように適合されている。 モニターの一部の励起動力特性が低いため、カテーテ
ルアセンブリーと関連した種々の回路は低動力消費用に
適合されている。 本発明の一面においては、カテーテルアセンブリーは
患者の体腔内の流体圧力の測定用に適合される。モニタ
ーは患者近くに置かれており、そして励起電圧源を無作
為に与えており、それは少なくとも１個のDC信号、AC信
号、またはパルス信号の成分からなっている。モニター
の無作為的励起電圧に応答する動力転換手段がDC力の調
節された供給を与えており、それがカテーテルへの送り
出し用に処理されている。カテーテルの末端に置かれて
いる圧力感知手段が体腔中の圧力を表示する特性を有す
る測定信号を与える。最終的には、モニターを含む表示
手段がカテーテルからの測定信号を検出しそしてモニタ
ー上に腔中の流体圧力を表示する。 本発明の他の面では、カテーテルアセンブリーは電力
源および光学的信号を与えるための該源に応答する光学
的転換器を含んでいる。光学的転換器中に含まれている
発光ダイオードは（LED）は、温度に応答して変動する
熱ドリフト特性を有している。光学的感知器はダイオー
ドの熱ドリフトと関連する望ましくない特性を有する流
体圧力を表示する測定信号を与える。検出器が該測定信
号を検出して腔中の流体圧力を表示する出力を与える。
検出器中に含まれるフィルターは、測定信号の望ましく
ない特性を実質的に除去する光学的的特性を有してい
る。これにより、ダイオードの温度に実質的に依存しな
い出力が与えられる。 そして本発明のさらに別の面では、カテーテルアセン
ブリーには体腔内設置用に適しているカテーテルが備え
られている。光学的圧力感知器がカテーテルの端部に置
かれており、そして流体圧力を表示する光学的測定信号
を与える。光学的測定信号に応答する検出器がその流体
圧力を表示する電気信号を与える。光学的測定信号の望
ましくない成分は感知器の温度につれて変動するが、こ
れらの望ましくない成分類を補正するための手段が検知
器中に備えられている。 本発明のこれらのおよび他の特徴および利点は、下記
の図面を参照しながら論じられている好適態様の論評に
より、当技術の専門家にはさらに明らかになるであろ
う。
起電圧源を供するモニターと共に使用するのに適してお
り、ここで該電圧は交流、直流、またはパルス電流の形
である。カテーテルアセンブリーはまた、これらの種々
の形の励起電圧を現在入手可能な種々のモニターにより
与えられる実質的にいずれの振幅においても受けるよう
に構成されている。さらに、このアセンブリーは今まで
のホイートストンブリッジ歪みゲージにより供されてい
るのと実質的に同じフォーマットにされている出力信号
を供するように適合されている。 モニターの一部の励起動力特性が低いため、カテーテ
ルアセンブリーと関連した種々の回路は低動力消費用に
適合されている。 本発明の一面においては、カテーテルアセンブリーは
患者の体腔内の流体圧力の測定用に適合される。モニタ
ーは患者近くに置かれており、そして励起電圧源を無作
為に与えており、それは少なくとも１個のDC信号、AC信
号、またはパルス信号の成分からなっている。モニター
の無作為的励起電圧に応答する動力転換手段がDC力の調
節された供給を与えており、それがカテーテルへの送り
出し用に処理されている。カテーテルの末端に置かれて
いる圧力感知手段が体腔中の圧力を表示する特性を有す
る測定信号を与える。最終的には、モニターを含む表示
手段がカテーテルからの測定信号を検出しそしてモニタ
ー上に腔中の流体圧力を表示する。 本発明の他の面では、カテーテルアセンブリーは電力
源および光学的信号を与えるための該源に応答する光学
的転換器を含んでいる。光学的転換器中に含まれている
発光ダイオードは（LED）は、温度に応答して変動する
熱ドリフト特性を有している。光学的感知器はダイオー
ドの熱ドリフトと関連する望ましくない特性を有する流
体圧力を表示する測定信号を与える。検出器が該測定信
号を検出して腔中の流体圧力を表示する出力を与える。
検出器中に含まれるフィルターは、測定信号の望ましく
ない特性を実質的に除去する光学的的特性を有してい
る。これにより、ダイオードの温度に実質的に依存しな
い出力が与えられる。 そして本発明のさらに別の面では、カテーテルアセン
ブリーには体腔内設置用に適しているカテーテルが備え
られている。光学的圧力感知器がカテーテルの端部に置
かれており、そして流体圧力を表示する光学的測定信号
を与える。光学的測定信号に応答する検出器がその流体
圧力を表示する電気信号を与える。光学的測定信号の望
ましくない成分は感知器の温度につれて変動するが、こ
れらの望ましくない成分類を補正するための手段が検知
器中に備えられている。 本発明のこれらのおよび他の特徴および利点は、下記
の図面を参照しながら論じられている好適態様の論評に
より、当技術の専門家にはさらに明らかになるであろ
う。
図１は本発明に関するカテーテルアセンブリーの一態
様のブロック図を示す説明図であり、 図２は本発明の態様に関連する動力転換回路のブロッ
ク図中の部分的な図式であり、 図３は本発明の好適形に関連する検出、復調および比
率計回路を示しているブロック図中の部分的な図式であ
り、 図4a−4nは圧力および温度の変動につれての本発明の
様態に関連している出力信号における変化を示している
光学的スペクトルグラフのマトリックスを含んでおり、
そして 図4aは一定温度および圧力P1におけるオール−パススペ
クトルのプロットであり、 図4bは一定温度および圧力P1におけるロング−パススペ
クトルのプロットであり、 図4cは一定温度および圧力P2におけるオール−パススペ
クトルのプロットであり、 図4dは一定温度および圧力P2におけるロング−パススペ
クトルのプロットであり、 図4eは一定温度および圧力P3におけるオール−パススペ
クトルのプロットであり、 図4fは一定温度および圧力P3におけるロング−パススペ
クトルのプロットであり、 図4gは圧力の変動につれて信号Ａおよび信号Ｂのプロッ
トであり、 図4g′は圧力の変動につれての商A/Bのプロットであ
り、 図4hは一定圧力および温度T1におけるオール−パススペ
クトルのプロットであり、 図4jは一定圧力および温度T1におけるロング−パススペ
クトルのプロットであり、 図4kは一定圧力および温度T2におけるオール−パススペ
クトルのプロットであり、 図4mは本発明に関連するLEDだけに影響を与える一定圧
力および温度T2におけるロング−パススペクトルのプロ
ットであり、 図4nは本発明に関連するLEDおよびフィルターの両者に
影響を与える一定圧力および温度T2におけるロング−パ
ススペクトルのプロットであり、 図５は本発明の好適態様に関連する出力回路の図式図で
ある。
様のブロック図を示す説明図であり、 図２は本発明の態様に関連する動力転換回路のブロッ
ク図中の部分的な図式であり、 図３は本発明の好適形に関連する検出、復調および比
率計回路を示しているブロック図中の部分的な図式であ
り、 図4a−4nは圧力および温度の変動につれての本発明の
様態に関連している出力信号における変化を示している
光学的スペクトルグラフのマトリックスを含んでおり、
そして 図4aは一定温度および圧力P1におけるオール−パススペ
クトルのプロットであり、 図4bは一定温度および圧力P1におけるロング−パススペ
クトルのプロットであり、 図4cは一定温度および圧力P2におけるオール−パススペ
クトルのプロットであり、 図4dは一定温度および圧力P2におけるロング−パススペ
クトルのプロットであり、 図4eは一定温度および圧力P3におけるオール−パススペ
クトルのプロットであり、 図4fは一定温度および圧力P3におけるロング−パススペ
クトルのプロットであり、 図4gは圧力の変動につれて信号Ａおよび信号Ｂのプロッ
トであり、 図4g′は圧力の変動につれての商A/Bのプロットであ
り、 図4hは一定圧力および温度T1におけるオール−パススペ
クトルのプロットであり、 図4jは一定圧力および温度T1におけるロング−パススペ
クトルのプロットであり、 図4kは一定圧力および温度T2におけるオール−パススペ
クトルのプロットであり、 図4mは本発明に関連するLEDだけに影響を与える一定圧
力および温度T2におけるロング−パススペクトルのプロ
ットであり、 図4nは本発明に関連するLEDおよびフィルターの両者に
影響を与える一定圧力および温度T2におけるロング−パ
ススペクトルのプロットであり、 図５は本発明の好適態様に関連する出力回路の図式図で
ある。
モニターは図１に示されておりそして一般的には参照
番号10により表示されている。このモニターは典型的に
は、ホイートストンブリッジ歪みゲージを用いて体腔内
の圧力を感知するカテーテル（示されていない）と共に
操作されるように設計されている。光学的圧力感知器お
よび繊維光学技術の出現で、光学的スペクトル調節の原
則下で操作される光学的圧力カテーテルを製造すること
が現在可能である。反射感知器中にファブリー−ペロッ
ト干渉計を含んでいるそのような一装置は、出願人によ
り1989年10月11日に出願されそして一体化頭蓋内圧力モ
ニターおよび排水カテーテルアセンブリーという標題の
ついた彼の現在出願継続中の出願番号419,938中のに開
示されている。該出願中の開示の全ての面はここでは参
考として記しておく。これらの光学的圧力カテーテルお
よび感知器は先行技術の歪みゲージ感知器よりはるかに
高い精度を与える。 改良された感知器およびカテーテル技術に対するこの
変化の需要にもかかわらず、例えばモニター10の如きこ
れまでのモニターと共に使用するための新規なカテーテ
ル技術を応用することが非常に望ましいため工業界はこ
れまでにモニターにかなりの投資を行ってきている。 180種類ほどの型のモニターが現在使用されており、
それぞれがそれの関連カテーテルに励起電圧を与え、そ
してそれぞれが工業標準に従ってフォーマット化された
カテーテル出力信号を受けるように適合されている。こ
の標準は、モニターに対する信号入力が１ミリメートル
の水銀に等しい圧力を表す１ボルトの励起当たりそれぞ
れ５マイクロボルトという励起電圧に比例することを基
本的条件としている。この標準は、他の励起電圧、入力
信号および生じる圧力の例を示している表Ｉを参照しな
がらさらに良く理解することができる。 マイクロボルト/Vex/mmHgのこの工業標準は、ほとん
どのモニターが受けいれるように設計されているもので
ある。カテーテルをそのようなモニターと協同させるた
めには、モニターが適当な圧力の読みを表示するように
この標準に従う信号を供給しなければならない。 例えば、モニター10の如きモニターが同様な入力信号
を受けるように適合されていても、それらはそれらの励
起電圧の供給においては非常に変動する。例えばヒュー
レットパッカード製の如きモニターの多くは、図１中に
12で示されているものの如きAC信号の形で励起電圧を供
給する。このAC信号12は例えば2.4kHzにおいて3.7Vrms
の電圧を有することができる。例えばシーマンズ製の如
き他のモニターは励起電圧を参照番号15により示されて
いるDCフォーマット信号の形で与える。比較では、テク
トロニックス製のモニターは励起電圧をパルスフォーマ
ット（参照番号18で示されている）で与え、そこではパ
ルスのそれぞれが７ボルトの振幅および20ミリ秒間の期
間を有している。例えばモニター10の如きこれらの無作
為的モニターからのそれらの動力だけを受けるように配
置されているカテーテルおよび感知器は、AC信号12、DC
信号15および／またはパルス信号18により代表されるこ
れらのフォーマットのいずれかまたはそれらの組み合わ
せで動力を受けるように適合させなければならない。さ
らに、モニターに戻った信号が励起電圧の瞬間値と比例
していなければならない。 本発明のカテーテルは図１に一般的に20で示されてい
る。カテーテル20の末端には、光学圧力感知器22が備え
られており、それがファイバー光学導体24に沿って入力
光学信号を受けそしてファイバー光学導体26および28に
沿って圧力を表示する戻り光学信号を与える。特定態様
では、ファイバー光学導体24、26および28は図１に示さ
れている如く１個の導体である。カテーテル20およびモ
ニター10の間に置かれている電子回路はモニター10の励
起電圧から光学信号を発生させそしてモニター10と想容
性であるフォーマットでカテーテル20からの励起電圧を
検知するように適合されている。この方法で、ファイバ
ー光学圧力カテーテル20は、余分の電力の必要性または
信号入力なしで、モニター10だけと連結させることがで
きる。示されている態様では、エレクトロニクスと関連
しているカテーテルは直接的にモニター10と例えば連結
器30のところで連結されており、モニター10からのこの
励起電圧を受けそしてそれらの出力信号をモニター10に
供給する。 図２でさらに詳しく論じられている如く、励起電圧は
導体33に沿って受けられそして動力転換器36に送られ
る。この動力転換器36は12、15、18、またはそれらの組
み合わせで示されているいずれかのフォーマットの励起
電圧を受けるように適合されており、動力の供給をプラ
ス５ボルトDCおよびマイナス５ボルトDCだけ与えてい
る。励起電圧のフォーマットまたは量に無関係に供給さ
れるこれらの電圧は、導体41および43上でシステム全体
で利用可能であり、下記で論じられている電子回路を作
動させる。 モニターシステム全体に作用する他の回路はタイミン
グネットワーク44であり、それはシステム全体に電子回
路を調整させるタイミング信号を与える。好適様態で
は、ネットワーク39は500KHzの周波数におけるクロック
パルスを与える。 そのような一回路はパルス変調回路39であり、それは
動力をカテーテル20および関連電子部品にパルスフォー
マットで供給する。そのようなフォーマットは各パルス
の期間だけ動力を供給し、従って、システムの動力需要
を相当減少させる。このことは、この励起電圧において
典型的なモニター10により供給される非常に限定された
動力という観点からすると特に望ましいことである。好
適様態では、パルス変調回路39は電力をパルスフォーマ
ットで供給し、パルスは40mAの振幅および1.6％の総効
率サイクルを有している。この動力は導体47および49を
越えて出力LED45に送られる。 LED45は、矢印52により示されているパルス光学信号
を生成することにより、回路39からのパルス動力に応答
している。この信号52はカテーテル20のファイバー光学
導体24中に送られる。導体24中では光学信号52が、ファ
イバー光学導体26および28上で戻り光学信号を供給して
いる感知器22に質問する。カテーテルおよび感知器22の
この操作は出願人の現在出願継続中の米国特許出願番号
419,938中でさらに詳細に論じられている。 一般的に55で示されている検出回路がこの光学信号を
受け、それを圧力情報用に検出し、そしてそれをモニタ
ー10へ送るのに適しているフォーマットで置いておく。
この態様の検出回路55は２本の足58および60を含んでお
り、それらは経時的にパルス光学信号を受け、検出しそ
して積分する。足58の場合には、光学信号を感知器22か
ら直接ファイバー光学導体28に沿って受ける。足60の場
合には、光学信号を感知器22からファイバー光学導体26
に沿って受けるが、検出回路55へ送られる前に光学フィ
ルター63中に向けられる。図４を参照しながらさらに詳
細に論じられている如く、戻り信号中の望ましくない温
度を補正するためにフィルター63はLED45にとって重要
な所性質により選択される。フィルター63により補正さ
れたこの戻り信号はロング−パス信号と称されておりそ
して矢印65により示されている。導体26からのフィルタ
ーにかけられていない信号はオール−パス信号と称され
ておりそして矢印67により示されている。これらの光学
信号65および67は検出回路55中のそれぞれの光ダイオー
ド69および72上に向けられる。 光ダイオード69からの電気信号は導体75および78を越
えてトランスインピーダンス増幅器80に送られる。同様
に、光ダイオード72からの信号も82および84を越えてト
ランスインピーダンス増幅器86に送られる。これらの増
幅器82および86はそれらのそれぞれの導体対である75、
78および82、84を越えて受けた電流をそれぞれの導体88
および90上で出力する電圧に変換させる。これらの導体
88および90上の電圧は、それぞれの導体112および115に
沿って比率計転換器109への復調回路93によりに受けら
れる。図３を参照しながらさらに詳細に論じられている
如く、比率計転換器109が導体112および115上のそれぞ
れの信号を比例させて、戻り信号中の望ましくない温度
特性を自動的に補正する。生じた信号は、感知器22上の
０圧力がモニター10上の０圧力を示している信号を生じ
るように、適当に目盛り付けされる。 この信号は導体118上で、０調節をさらに修正するた
めの出力回路120に送られる。これにより、導体122およ
び124の対の上の最終的出力信号が０圧力における０電
圧に確実に相当することとなる。この出力信号はコネク
タ30を通って適切な表示用モニター10に送られる。 動力転換器36の重要性および機能は図２を参照すると
さらに容易に理解することができる。転換器36は以上で
論じられているモニター10からの励起電圧を受ける。こ
の電圧が一対のダイオード125、127中に入力し、そして
一般的に129で示されている電圧ダブラーにも入力す
る。図２に示されている如く、ダブラー129は一対のダ
イオード130、132並びに伝統的方法で連結されている一
対の蓄電器135および138も含んでいる。励起電圧がそれ
ぞれ図１に示されている如きDCまたはパルスフォーマッ
トであるなら、その電圧は導体140上でダイオード125お
よび127中を通るであろう。好適態様では、ダイオード1
25、127、132および135は電圧低下および動力損失を最
小にするように選択されているショットキー型のもので
ある。 図１に12で示されている如く励起電圧がACフォーマッ
トで供給されるなら、電圧ダブラー129がその電圧をDC
フォーマットに整流しそしてフィルターにかけ、そして
生じた信号を導体140上に送る。 導体142は、準備回路からの電圧を上げるために機能
している導体140の上で動力供給を受ける。導体142中の
電流が例えばパルスの走行端部のところで減少するにつ
れて、この導体142は電圧を増すことによりこの電流を
維持する傾向がある。生じた信号は昇圧転換器144中に
送られて動力供給量をさらに増強させる。好適態様で
は、昇圧転換器144は内部バイパスダイオード（示され
ていない）を含有している例えばマキシムモデル番号MA
X631ACPAの如きチップ146を含んでいる。好適態様で
は、追加ダイオード148が平行に置かれていて動力の損
失を減じている。 転換器144を適切に機能させるためには、転換器144が
少なくとも２ボルトDCの入力電圧を受けることが望まし
い。ダイオード125、127、130および132に関する既知の
抵抗低下を認めると、モニター10からの入力励起電圧Ve
xが少なくとも2.3ボルトであることが望ましい。 例えば２ボルトDCの如き入力電圧を約６ボルトDCの振
幅に上げることが昇圧転換器144の機能である。転換器1
44への電圧入力が６ボルトDCより大きいなら、それはチ
ップ146により供される増幅を迂回させそして直接的に
内部ダイオード（示されていない）およびダイオード14
8中を通る。少なくとも６ボルトDCの生じた信号は、出
力蓄電器153により適当にフィルターがかけられた導体1
50の上で出力される。一対の抵抗器156および159はチッ
プ146の出力を設定するためのフィードバック調節回路
を供している。 導体150上の信号は一般的に161で示されている調節器
に送られる。少なくとも６ボルトDCの振幅を有している
転換器144からの電圧を受けそしてその電圧を正の５ボ
ルトDCに調節することが、調節器161の機能である。調
節器161は、好適態様ではマキシム・モデル番号ICL7663
CPAであるチップ163を含んでいる。出力チップ163は電
流限定抵抗器165中に向けられている。抵抗器167および
169が、前記で図１を参照しながら論じられている導体4
1上でそれの出力を供しているチップ163用のフィーオバ
ック調節回路の一部を構成している。 導体43上でマイナス５ボルトDCを生じるためには、導
体41上でプラス５ボルトDC信号が一般的に172で示され
ている充電ポンプ転換器に送られる。この転換器172は
例えばマキシムICL7660CPAの如きチップ175を含むこと
もできる。転換器172と関連している充電蓄電器177が正
の入力電圧をフリップさせて、同じ量であるが逆の極性
の電圧が導体43に送られる。この方法で、充電ポンプ転
換器172が監視システム全体で利用可能なマイナス５ボ
ルトDC信号を与える。 導体41および43上のこれらの供給電圧に応答して、パ
ルス変調回路39が一連のパルスを生成し、それらが導体
47上で出力されてLED45を律動させる。矢印52により表
されている光学信号は次にカテーテル20に律動用光信号
として送られる。好適態様では、導体47上の電気信号は
40mAの振幅および1.5％のパルス総効率サイクルを有し
ている。 出力回路120以外の、戻り信号に関連しているエレク
トロニクスが図３にさらに詳細に示されている。すなわ
ち、オール−パス光信号67は光ダイオード72上に向けら
れておりそしてロング−パス信号65は光ダイオード69上
に向けられている。足58だけを参照すると、導体82およ
び84を越えて表されているダイオード72からの電気信号
がプレアンプ178に送られる。プレアンプ片寄りを最小
にするために、導体82は抵抗器181を通ってバイアスさ
れる。プレアンプ78の出力は導体90の上に向けられてい
るが、蓄電器183および抵抗器185の平行組み合わせを含
むフィードバック回路が導体84に出力信号を逆に運ぶ。
トランスインピーダンス増幅器86と関連している主要特
性を与えるのが抵抗器185である。より特に、導体90上
の出力は抵抗器185のインピーダンスにより掛算された
入力電流の値に等しい負の電圧である。好適態様におけ
るプレアンプ178は、一対のデカップリング蓄電器187お
よび189により適当にフィルターにかけられた供給電圧
を有するモデルLT1078ACNBである。 足58中の機能と同様な機能で作用する部品は足60中で
示されているのと同じ参照番号により表示されている。
従って、導体88上の出力は抵抗器185のインピーダンス
により掛算された導体78上の入力電流の量に等しい負の
電圧である。 復調回路93では、積分器192がLEDパルス時間により掛
算された導体90上の電圧に比例する出力を与える。この
積分器192の出力はパルス変調回路39中のタイマーと同
時に動くようにされているスイッチ回路195に送られ
る。生じた信号はサンプルおよびホールド回路198中で
処理されそして導体115上に送られる。下記の論議で
は、この信号はオール−パス信号Ａと称されている。 足60においては、これらの回路192、195および196は
二重になっておりそして最初と同じ参照番号である19
2′、195′および198′と表示されている。従って、足6
0′中のサンプルおよびホールド回路198′からの信号が
導体112上に送られる。下記の議論では、この信号はロ
ング−パス信号Ｂと称されている。 トランスインピーダンス増幅器80、86、復調回路93、
並びに比率計転換器109を通る信号の処理は図４を参照
すると最も良く理解することができ、図４は図4a−4nに
副分割されている。これらの図4a−4nのぞれぞれは温度
および圧力の変動につれての種々のスペクトル周波数を
示している。 図４においては、３種のスペクトルが特に興味があ
る： １）参照番号202により表示されている発光ダイオード4
5と関連するスペクトル、 ２）参照番号204により表示されている感知器22の反射
と関連するスペクトル、および ３）参照番号206により表示されているフィルター63と
関連するスペクトル。 種々の図で異なるこれらのスペクトルは前記の順次番
号202、204および206並びにそれらのそれぞれの図面の
文字により表示されている。従って、LED45と関連する
スペクトルは図4aでは参照番号202aによりそして図4bで
は参照番号202bにおり表示されているであろう。 図4a−4gのグラフは一定温度および変動圧力の条件下
で移行するスペクトルを示している。従って、LEDスペ
クトル202aは感知器スペクトル204aのピークすなわち最
大値Rmaxを有することが示されている。回路のオール−
パス足58では、導体84上で実際に生じる信号がこれらの
２種のスペクトル202aおよび204aの積の波長積分であ
る。組み合わせスペクトルは図4a中で208aと表示されて
おりそしてスペクトル202bおよび204bの瞬間値をスペク
トルの各波長において掛算することにより誘導される。 経時的LEDパルス中に、光検出器72が組み合わせスペ
クトル208aの下の面積に比例する電流を出力する。復調
回路93の操作の結果、信号は導体115上に存在してお
り、それは時間間隔でLEDパルスにわたり平均化された
組み合わせスペクトル208aの下の面積の値を表示してい
る。この信号は各LEDパルス中で最新のものにされる。
圧力P1においてこの面積は図4aに示されている式により
与えられる。 図4bでは、これらの同じスペクトル202bおよび204bが
オール−パス足60中で信号を表示しておりそしてまた一
般的には圧力P1用に整列されているそれらのピークを有
して出現している。ロング−パス足60はオール−パス足
58とは、感知器22とLED69の間に配置されているフィル
ター63の供給だけが、異なっている。このフィルター63
が分析値に対して図4b中の参照206bにより表示されてい
るそれのスペクトルを加える。足58中の如く、これらの
スペクトル202b、204bおよび206bが掛算されて、導体78
上の組み合わせスペクトル208bを与える。前記の場合の
如く、組み合わせスペクトル208bはスペクトル202b、20
4b並びにスペクトル206bの瞬間値をスペクトル中の各波
長において掛算することにより誘導される。復調回路93
中で得られる積分の結果として、導体112上の信号はLED
パルス経時間隔にわたり組み合わせスペクトル208bの下
の面積を表しており、そして図4bに示されている式によ
り特徴づけられている。 システムの目的が圧力変化を監視するためであるか
ら、圧力における変化がこれらのスペクトルの関係を劇
的に変化させるということは驚異的ではない。圧力P1か
らそれより大きい圧力P2への変化がそれぞれオール−パ
スおよびロング−パス足58および60に関して図4cおよび
4d中に示されている。圧力における変化はLED45の強度
に影響を与えるため、LEDスペクトル202cは同じままで
ある。圧力変化を経験しそして感知器スペクトル204cの
左への劇的な移行に応答するのが感知器22である。もち
ろん、これらの２個の信号の積は変化するはずであるの
で、すると組み合わせスペクトル208cはスペクトル208a
より小さい対称性で出現し、それのピークも左に移行す
る。より重要なことに、この組み合わせスペクトル208c
の下の面積が相当減じられる。P2においては、オール−
パス足58に関するこの面積は図4c中に示されている式に
より表される。 図4dはLEDスペクトル204dの同じ移行を示している
が、フィルタースペクトル206dは圧力P2への変化につれ
て移行しない。３種のスペクトル202d、204dおよび206d
の積が組み合わせスペクトル208dを生じ、それは図4b中
のそれの位置からわずかに左に移行している。圧力P2に
おいては、導体112上の信号がこの組み合わせスペクト
ル208dの下の面積につれて変動しそしてそれは図4d中に
示されている式により表される。 圧力が例えば圧力P3へとさらに増加する場合には、感
知器スペクトル204は図4e中に204eで示されているよう
にさらに左に移行するであろう。このスペクトル204eは
形がそれの右側に沿って劇的な変化を有しているため、
それの瞬間波長値は積の形または組み合わせスペクトル
208eに劇的に影響する。もちろん、組み合わせスペクト
ル208eの下の面積も劇的に変化し、そしてそれは図4e中
に示されている式により表される。 図4fを参照すると、圧力P3への増加につれての感知器
スペクトルのさらなる移行が図4f中に示されている式に
より表されている組み合わせスペクトル208fの下の面積
にも影響を与える。 図4a、4cおよび4eの評論は、P1からP3への圧力におけ
る変化がオール−パス足58中の組み合わせスペクトル20
8の下の面積におけるわずかな変化を生じることを示し
ている。この変化は圧力に対してプロットして、変化が
一般的には図4g中の信号209により示されている如く正
弦性でることを示すことができる。これは実際には導体
115上で生じるオール−パス信号Ｂである。 オール−パス足60と関連している図4b、4dおよび4f
は、フィルタースペクトル206を足に加えた時でも曲線2
08の下の面積における同様な変化を示している。ここで
も、組み合わせスペクトル208の下の面積における変化
を圧力に対してプロットして、図4g中の参照番号211に
より表示されている一般的に正弦曲線を示すことができ
る。これは実際には導体112上で生じるロング−パス信
号Ａである。 Ａ信号およびＢ信号の比較は、それらが形では一般的
に同様であるがわずかに相外である傾向があることを示
している。これは、分析にスペクトル206を加えている
ロング−パス足60中のフィルター63の存在から生じる。
フィルタースペクトル206はLEDスペクトル202の最大値
のわずかに右に生じるため、組み合わせスペクトル208
に関する最大面積はそれがオール−パス足58中よりわず
かに低い圧力で起きる傾向がある。量および相における
これらの変化は圧力につれてわずかに異なるが、信号Ａ
が信号Ｂにより割算される時には劇的な差が生じる。 この２種のスペクトル帯比率計技術は多くの意義ある
利点を有しており、それらは圧力の変動につれて商A/B
のプロットで示されている。このプロットは図4g′中に
示されている。A/B比の信号がＡまたはＢ信号のそれぞ
れよりそれの範囲の部分において相当線形が大きいこと
が最初に注目されよう。これにより、適用圧力がこの範
囲に限定されている限り、該システムがさらなる線形化
なしにA/B比の信号を直接的に使用することができる。
第二に、LED強度−−これは老化、入力動力変動、また
は光学カップリング効率によるかもしれない−−は一般
的に波長全体に影響を与え、同等に、ＡおよびＢ信号を
両者が同等に影響を与えることとなる。従って、比率計
信号A/Bは実質的にLEDの光学動力出力には依存していな
い。第三に、光学的連結および光学ファイバーの曲げに
おける不完全性による光学的動力損失は一般的に波長全
体に同等に影響を与える。比率計信号A/Bがこれらの変
動を中和する傾向があるなら、信号が一般的にこれらの
光学的動力損失により影響を受けないですむ。 前記の図4a−4gの参照は、感知器22における圧力にお
けるわずかな変化がいかにして生じる商A/Bにおける相
当な変化を生じ得るかを示している。温度における変化
が監視用信号に対する望ましくない影響を生じ得ること
をここでは図4h−4nを参照しながら示そう。 図4hは、一定温度T1および一定圧力P1においてLEDス
ペクトル202hおよび感知器スペクトル204hは一般的には
前記で図4aに関して論じられている如く整列されている
かもしれないことを示している。オール−パス足58中の
これらのスペクトル202hおよび204hを掛算すると、図4h
中に示されている式により表される面積を有する組み合
わせスペクトル208hを生成する。組み合わせスペクトル
208hは図4aを参照しながら論じられているスペクトル20
8aと寸法および形において同様である。 図4jは、温度T1においてフィルター63を含んでいるロ
ング−パス足60が組み合わせスペクトル208jを生じるで
あろうこと示している。このスペクトル208jは圧力P1に
おける図4b中で示されているものと寸法および形におい
て同様である。 この圧力が一定に保たれておりそして温度がT1からT2
に変動すると仮定すると、組み合わせスペクトル208も
変化するであろうということがわかる。この変化は図4k
および4m中にそれぞれオール−パス足58およびロング−
パス足60に関して示されている。 図4k中では、感知器22の出力が圧力につれてのみ変動
するためスペクトル204kは変化しない。しかしながら、
温度に敏感なLED45の関連しているスペクトル202kは右
に移行する傾向がある。これらの２種のスペクトル202k
および204kの積が組み合わせスペクトル208kに関する形
の変化を生じる。そして、このスペクトル208kの下の面
積が監視されているため、温度における変化は導体115
上の信号における変化も生じる。このＡ信号は図4k中に
示されている式により表される。 図4mはT1−T2への温度変化がLEDスペクトル202mを右
に移行させることを示している。従って、LED45の特性
は最初の点線202mからスペクトル202mに関連する実線へ
の変化を生じる。この移行は、温度につれて変動しない
感知器スペクトル204mおよびフィルタースペクトル206m
の両者に関連している。これらの環境下では、組み合わ
せスペクトル208mは実際には寸法が増大する。この面積
は図4m中で示されている式により表される。 図4hおよび4k中に示されているオール−パス信号Ａの
詳細な比較は、温度に関して比較的小さい変化があるこ
とを示している。従って、一般的には一般式Ｉにより示
されている如く同等性がある。 iAP（P1T1）＝iAP（P1T2） （式Ｉ） 比較してみると、ロング−パス信号Ｂは一般式IIによ
り示されている如く温度につれて劇的に変化する。 iLP（P1T1）≪iLP（P1T2） （式II） 式Ｉおよび式IIから、信号Ｂにより割算された信号Ａ
の商も下記の式IIIにより示されている如く温度につれ
て相当変化する。 温度における変化の結果としての圧力信号におけるこ
の変動が、望ましくない信号変化を摂氏１度当たり全目
盛り出力の５％程度の大きさで生じさせる。全目盛りが
100ミリメートルの水銀に等しいなら、５％の変動は摂
氏１度当たり５ミリメートルの水銀に等しい。典型的値
である１ミリメートルの水銀を保つことを希望するな
ら、LED45の温度を摂氏１度の1/5以内に調節する必要が
ある。先行技術はこの調節を、LED45を調節された温度
環境に実際に置くことにより、行おうと試みた。これら
の試みはシステムの費用および複雑性を相当増大させる
にもかかわらず一般的には無効であり、そしてモニター
10により供されるものより相当大きい電力を必要とす
る。 図4nを参照すると、フィルター63はこれも温度につれ
て変動する特性を有するように選択できることが示され
ている。実際に、フィルター63はそれの温度特性がLED4
5に関連するものと全く同様であるように選択すること
ができる。好適態様では、フィルター温度につれて変動
するそれのスペクトル206mの移行がLEDスペクトル202m
と同じ程度であるような移行を与える。図4nにおいて
は、これらのスペクトル移行は点線202m′からスペクト
ル202nの実線へのそして点線206m′からスペクトル206m
の実線への変化で示されている。スペクトル202mおよび
206mの両者は移行中であるため、組み合わせスペクトル
208mの下の面積における変化は比較的意味がない。変化
があるということは、感知器スペクトル204mの非線形形
状にだけ起因するであろう。図4j中の組み合わせスペク
トルおよび図4n中の組み合わせスペクトル208nの比較
は、温度における変化から生じるロング−パス信号Ｂ中
にほとんど変化がないことを示している。これは下記の
式IVにより示される。 iLP（T1）iLP（T2） （式IV） ロング−パス圧力信号Ａが式Ｉにより示されている如
く温度につれて意義あるほど変化せずそしてロング−パ
ス信号Ｂが温度につれて意義あるほど変化しないなら、
式IVにより示されている如く、Ｂに対する商Ａは下記の
式Ｖにより示されている如く温度につれて一般的には一
定のままである。 実際には、温度につれて変化する圧力信号A/Bの望ま
しくない成分類は摂氏１度当たり全目盛り出力の約0.5
％まで減少させることができる。従って、望もしくない
温度成分は適当な温度特性を有するフィルター63を選択
することにより10の係数だけ減少させることができる。
これらの特性を選択してLED45の温度特性と一般的に一
致させるなら、圧力信号A/Bにおける唯一の変化は一般
的には平というよりむしろわずかに曲がっている感知器
スペクトル204mの形に依存するであろう。これらの影響
はLED45およびフィルター63を感知器スペクトル204の一
般的線状部分に保つことにより最少にさせることができ
る。 前記の如く、オール−パス信号Ａは、導体115上に表
示され、そしてロング−パス信号Ｂは導体112上に表示
される。この示されている態様では、これらの信号は図
４に示されている如く割算回路網210に加えられる。こ
の回路網210中で、信号Ａが信号Ｂにより割算され、そ
して一定値が商から引算される。この値は０圧力比A0/B
0の推定値であり、そして生じた信号の量を例えばモニ
ター10の如き種々のモニターに適合できる値に減少させ
るために作用する。この値はデジタル化されて12−ビッ
トデジタル信号を与える。このデジタル信号は掛算回路
網212に送られ、それが量［（A/B）−１］と信号に目盛
り付けしている係数Ｃとを掛算する。好適態様では、こ
れは生成する信号［（A/B）−１］（Ｃ）をアナログ形
で生じる一連のデジタル式作動抵抗ゲートにより行われ
る。 好適態様では、掛算係数Ｃはモニター10により供給さ
れる励起電圧の瞬間値に比例するようにされている。従
って、生じるアナログ信号［（A/B）−１］（Ｃ）はモ
ニター10により供給される励起電圧およびモニター10に
より必要とされる適用圧力の両者に比例している。従っ
て、目盛り付け係数を適当に選択することにより組み合
わされた信号［（A/B）−１］（Ｃ）を目盛り付けして
１ボルト当たり１ミリメートルの水銀当たり５マイクロ
ボルトの工業標準にすることもできる。 信号を最初に回路網210中でデジタル方式に転換させ
そして次に信号を回路網212中でアナログ方式に転換さ
せるための一理由は、０圧力を表示する量の貯蔵を容易
にすることである。この目的のために、12−ビット記憶
バンク214が供されている。感知器22上の圧力が０であ
ることが知られている時には、この記憶バンク214を切
り替えて割算回路網210の出力を貯蔵することができ
る。カテーテル20をモニター10から例えば操作室の如き
一位値において分離することを希望するなら、それを別
のモニター10に例えば臨床治療室の如き他の位置で最連
結させることができる。これらの環境化では、記憶214
中のデジタル信号をスイッチ216を通して加えて新しい
モニターを０にすることができる。 導体118上のアナログ信号は図５でさらに詳細に示さ
れている出力回路120に送られる。導体118は抵抗器218
を通して一般的に221で示されている演算増幅器と連結
されている。この増幅器221に対する正の入力は一対の
抵抗器223および225により２種の励起電圧の間で適当に
バイアスされる。同じバイアスは第二演算増幅器227の
正の入力にも適用される。２種の励起電圧を越えて置か
れている分圧器229は抵抗器231を通して増幅器227の負
電極に入力を与える。分圧器229を調節してカテーテル2
0に関する総０調節を与えることができる。この調節は
典型的には０からの偏差がモニター10の調節により行え
るように製造業者により固定されるているであろう。演
算増幅器221および227の出力は導体122および124上の各
出力抵抗器233および236中に向けられる。これらの導体
122および124を越えて表示されている最終的な出力信号
は連結器30を通してモニター10に送られる。適当な０調
節により、感知器22が０圧力環境に置かれている時には
モニター10は０値を示すであろう。 光学カテーテル20および関連エレクトロニクスは、モ
ニターの励起電力のフォーマットに無関係でそしてこれ
らのモニターが歪みゲージ感知器を用いる使用のために
設計されているという事実にもかかわらず、多くの型の
モニター10を用いて操作可能である。光学カテーテル20
により表示される信号は温度に関して補正されており、
信号における変動は感知器22を囲んでいる流体の圧力に
おける変動にほとんど全部依存している。 本発明を特定態様を参照しながら開示してきたが、当
技術の専門家には本発明をその他の方法で具体化できる
ことは理解されるため、本発明の範囲は下記の請求の範
囲を参照してのみ確認すべきである。
番号10により表示されている。このモニターは典型的に
は、ホイートストンブリッジ歪みゲージを用いて体腔内
の圧力を感知するカテーテル（示されていない）と共に
操作されるように設計されている。光学的圧力感知器お
よび繊維光学技術の出現で、光学的スペクトル調節の原
則下で操作される光学的圧力カテーテルを製造すること
が現在可能である。反射感知器中にファブリー−ペロッ
ト干渉計を含んでいるそのような一装置は、出願人によ
り1989年10月11日に出願されそして一体化頭蓋内圧力モ
ニターおよび排水カテーテルアセンブリーという標題の
ついた彼の現在出願継続中の出願番号419,938中のに開
示されている。該出願中の開示の全ての面はここでは参
考として記しておく。これらの光学的圧力カテーテルお
よび感知器は先行技術の歪みゲージ感知器よりはるかに
高い精度を与える。 改良された感知器およびカテーテル技術に対するこの
変化の需要にもかかわらず、例えばモニター10の如きこ
れまでのモニターと共に使用するための新規なカテーテ
ル技術を応用することが非常に望ましいため工業界はこ
れまでにモニターにかなりの投資を行ってきている。 180種類ほどの型のモニターが現在使用されており、
それぞれがそれの関連カテーテルに励起電圧を与え、そ
してそれぞれが工業標準に従ってフォーマット化された
カテーテル出力信号を受けるように適合されている。こ
の標準は、モニターに対する信号入力が１ミリメートル
の水銀に等しい圧力を表す１ボルトの励起当たりそれぞ
れ５マイクロボルトという励起電圧に比例することを基
本的条件としている。この標準は、他の励起電圧、入力
信号および生じる圧力の例を示している表Ｉを参照しな
がらさらに良く理解することができる。 マイクロボルト/Vex/mmHgのこの工業標準は、ほとん
どのモニターが受けいれるように設計されているもので
ある。カテーテルをそのようなモニターと協同させるた
めには、モニターが適当な圧力の読みを表示するように
この標準に従う信号を供給しなければならない。 例えば、モニター10の如きモニターが同様な入力信号
を受けるように適合されていても、それらはそれらの励
起電圧の供給においては非常に変動する。例えばヒュー
レットパッカード製の如きモニターの多くは、図１中に
12で示されているものの如きAC信号の形で励起電圧を供
給する。このAC信号12は例えば2.4kHzにおいて3.7Vrms
の電圧を有することができる。例えばシーマンズ製の如
き他のモニターは励起電圧を参照番号15により示されて
いるDCフォーマット信号の形で与える。比較では、テク
トロニックス製のモニターは励起電圧をパルスフォーマ
ット（参照番号18で示されている）で与え、そこではパ
ルスのそれぞれが７ボルトの振幅および20ミリ秒間の期
間を有している。例えばモニター10の如きこれらの無作
為的モニターからのそれらの動力だけを受けるように配
置されているカテーテルおよび感知器は、AC信号12、DC
信号15および／またはパルス信号18により代表されるこ
れらのフォーマットのいずれかまたはそれらの組み合わ
せで動力を受けるように適合させなければならない。さ
らに、モニターに戻った信号が励起電圧の瞬間値と比例
していなければならない。 本発明のカテーテルは図１に一般的に20で示されてい
る。カテーテル20の末端には、光学圧力感知器22が備え
られており、それがファイバー光学導体24に沿って入力
光学信号を受けそしてファイバー光学導体26および28に
沿って圧力を表示する戻り光学信号を与える。特定態様
では、ファイバー光学導体24、26および28は図１に示さ
れている如く１個の導体である。カテーテル20およびモ
ニター10の間に置かれている電子回路はモニター10の励
起電圧から光学信号を発生させそしてモニター10と想容
性であるフォーマットでカテーテル20からの励起電圧を
検知するように適合されている。この方法で、ファイバ
ー光学圧力カテーテル20は、余分の電力の必要性または
信号入力なしで、モニター10だけと連結させることがで
きる。示されている態様では、エレクトロニクスと関連
しているカテーテルは直接的にモニター10と例えば連結
器30のところで連結されており、モニター10からのこの
励起電圧を受けそしてそれらの出力信号をモニター10に
供給する。 図２でさらに詳しく論じられている如く、励起電圧は
導体33に沿って受けられそして動力転換器36に送られ
る。この動力転換器36は12、15、18、またはそれらの組
み合わせで示されているいずれかのフォーマットの励起
電圧を受けるように適合されており、動力の供給をプラ
ス５ボルトDCおよびマイナス５ボルトDCだけ与えてい
る。励起電圧のフォーマットまたは量に無関係に供給さ
れるこれらの電圧は、導体41および43上でシステム全体
で利用可能であり、下記で論じられている電子回路を作
動させる。 モニターシステム全体に作用する他の回路はタイミン
グネットワーク44であり、それはシステム全体に電子回
路を調整させるタイミング信号を与える。好適様態で
は、ネットワーク39は500KHzの周波数におけるクロック
パルスを与える。 そのような一回路はパルス変調回路39であり、それは
動力をカテーテル20および関連電子部品にパルスフォー
マットで供給する。そのようなフォーマットは各パルス
の期間だけ動力を供給し、従って、システムの動力需要
を相当減少させる。このことは、この励起電圧において
典型的なモニター10により供給される非常に限定された
動力という観点からすると特に望ましいことである。好
適様態では、パルス変調回路39は電力をパルスフォーマ
ットで供給し、パルスは40mAの振幅および1.6％の総効
率サイクルを有している。この動力は導体47および49を
越えて出力LED45に送られる。 LED45は、矢印52により示されているパルス光学信号
を生成することにより、回路39からのパルス動力に応答
している。この信号52はカテーテル20のファイバー光学
導体24中に送られる。導体24中では光学信号52が、ファ
イバー光学導体26および28上で戻り光学信号を供給して
いる感知器22に質問する。カテーテルおよび感知器22の
この操作は出願人の現在出願継続中の米国特許出願番号
419,938中でさらに詳細に論じられている。 一般的に55で示されている検出回路がこの光学信号を
受け、それを圧力情報用に検出し、そしてそれをモニタ
ー10へ送るのに適しているフォーマットで置いておく。
この態様の検出回路55は２本の足58および60を含んでお
り、それらは経時的にパルス光学信号を受け、検出しそ
して積分する。足58の場合には、光学信号を感知器22か
ら直接ファイバー光学導体28に沿って受ける。足60の場
合には、光学信号を感知器22からファイバー光学導体26
に沿って受けるが、検出回路55へ送られる前に光学フィ
ルター63中に向けられる。図４を参照しながらさらに詳
細に論じられている如く、戻り信号中の望ましくない温
度を補正するためにフィルター63はLED45にとって重要
な所性質により選択される。フィルター63により補正さ
れたこの戻り信号はロング−パス信号と称されておりそ
して矢印65により示されている。導体26からのフィルタ
ーにかけられていない信号はオール−パス信号と称され
ておりそして矢印67により示されている。これらの光学
信号65および67は検出回路55中のそれぞれの光ダイオー
ド69および72上に向けられる。 光ダイオード69からの電気信号は導体75および78を越
えてトランスインピーダンス増幅器80に送られる。同様
に、光ダイオード72からの信号も82および84を越えてト
ランスインピーダンス増幅器86に送られる。これらの増
幅器82および86はそれらのそれぞれの導体対である75、
78および82、84を越えて受けた電流をそれぞれの導体88
および90上で出力する電圧に変換させる。これらの導体
88および90上の電圧は、それぞれの導体112および115に
沿って比率計転換器109への復調回路93によりに受けら
れる。図３を参照しながらさらに詳細に論じられている
如く、比率計転換器109が導体112および115上のそれぞ
れの信号を比例させて、戻り信号中の望ましくない温度
特性を自動的に補正する。生じた信号は、感知器22上の
０圧力がモニター10上の０圧力を示している信号を生じ
るように、適当に目盛り付けされる。 この信号は導体118上で、０調節をさらに修正するた
めの出力回路120に送られる。これにより、導体122およ
び124の対の上の最終的出力信号が０圧力における０電
圧に確実に相当することとなる。この出力信号はコネク
タ30を通って適切な表示用モニター10に送られる。 動力転換器36の重要性および機能は図２を参照すると
さらに容易に理解することができる。転換器36は以上で
論じられているモニター10からの励起電圧を受ける。こ
の電圧が一対のダイオード125、127中に入力し、そして
一般的に129で示されている電圧ダブラーにも入力す
る。図２に示されている如く、ダブラー129は一対のダ
イオード130、132並びに伝統的方法で連結されている一
対の蓄電器135および138も含んでいる。励起電圧がそれ
ぞれ図１に示されている如きDCまたはパルスフォーマッ
トであるなら、その電圧は導体140上でダイオード125お
よび127中を通るであろう。好適態様では、ダイオード1
25、127、132および135は電圧低下および動力損失を最
小にするように選択されているショットキー型のもので
ある。 図１に12で示されている如く励起電圧がACフォーマッ
トで供給されるなら、電圧ダブラー129がその電圧をDC
フォーマットに整流しそしてフィルターにかけ、そして
生じた信号を導体140上に送る。 導体142は、準備回路からの電圧を上げるために機能
している導体140の上で動力供給を受ける。導体142中の
電流が例えばパルスの走行端部のところで減少するにつ
れて、この導体142は電圧を増すことによりこの電流を
維持する傾向がある。生じた信号は昇圧転換器144中に
送られて動力供給量をさらに増強させる。好適態様で
は、昇圧転換器144は内部バイパスダイオード（示され
ていない）を含有している例えばマキシムモデル番号MA
X631ACPAの如きチップ146を含んでいる。好適態様で
は、追加ダイオード148が平行に置かれていて動力の損
失を減じている。 転換器144を適切に機能させるためには、転換器144が
少なくとも２ボルトDCの入力電圧を受けることが望まし
い。ダイオード125、127、130および132に関する既知の
抵抗低下を認めると、モニター10からの入力励起電圧Ve
xが少なくとも2.3ボルトであることが望ましい。 例えば２ボルトDCの如き入力電圧を約６ボルトDCの振
幅に上げることが昇圧転換器144の機能である。転換器1
44への電圧入力が６ボルトDCより大きいなら、それはチ
ップ146により供される増幅を迂回させそして直接的に
内部ダイオード（示されていない）およびダイオード14
8中を通る。少なくとも６ボルトDCの生じた信号は、出
力蓄電器153により適当にフィルターがかけられた導体1
50の上で出力される。一対の抵抗器156および159はチッ
プ146の出力を設定するためのフィードバック調節回路
を供している。 導体150上の信号は一般的に161で示されている調節器
に送られる。少なくとも６ボルトDCの振幅を有している
転換器144からの電圧を受けそしてその電圧を正の５ボ
ルトDCに調節することが、調節器161の機能である。調
節器161は、好適態様ではマキシム・モデル番号ICL7663
CPAであるチップ163を含んでいる。出力チップ163は電
流限定抵抗器165中に向けられている。抵抗器167および
169が、前記で図１を参照しながら論じられている導体4
1上でそれの出力を供しているチップ163用のフィーオバ
ック調節回路の一部を構成している。 導体43上でマイナス５ボルトDCを生じるためには、導
体41上でプラス５ボルトDC信号が一般的に172で示され
ている充電ポンプ転換器に送られる。この転換器172は
例えばマキシムICL7660CPAの如きチップ175を含むこと
もできる。転換器172と関連している充電蓄電器177が正
の入力電圧をフリップさせて、同じ量であるが逆の極性
の電圧が導体43に送られる。この方法で、充電ポンプ転
換器172が監視システム全体で利用可能なマイナス５ボ
ルトDC信号を与える。 導体41および43上のこれらの供給電圧に応答して、パ
ルス変調回路39が一連のパルスを生成し、それらが導体
47上で出力されてLED45を律動させる。矢印52により表
されている光学信号は次にカテーテル20に律動用光信号
として送られる。好適態様では、導体47上の電気信号は
40mAの振幅および1.5％のパルス総効率サイクルを有し
ている。 出力回路120以外の、戻り信号に関連しているエレク
トロニクスが図３にさらに詳細に示されている。すなわ
ち、オール−パス光信号67は光ダイオード72上に向けら
れておりそしてロング−パス信号65は光ダイオード69上
に向けられている。足58だけを参照すると、導体82およ
び84を越えて表されているダイオード72からの電気信号
がプレアンプ178に送られる。プレアンプ片寄りを最小
にするために、導体82は抵抗器181を通ってバイアスさ
れる。プレアンプ78の出力は導体90の上に向けられてい
るが、蓄電器183および抵抗器185の平行組み合わせを含
むフィードバック回路が導体84に出力信号を逆に運ぶ。
トランスインピーダンス増幅器86と関連している主要特
性を与えるのが抵抗器185である。より特に、導体90上
の出力は抵抗器185のインピーダンスにより掛算された
入力電流の値に等しい負の電圧である。好適態様におけ
るプレアンプ178は、一対のデカップリング蓄電器187お
よび189により適当にフィルターにかけられた供給電圧
を有するモデルLT1078ACNBである。 足58中の機能と同様な機能で作用する部品は足60中で
示されているのと同じ参照番号により表示されている。
従って、導体88上の出力は抵抗器185のインピーダンス
により掛算された導体78上の入力電流の量に等しい負の
電圧である。 復調回路93では、積分器192がLEDパルス時間により掛
算された導体90上の電圧に比例する出力を与える。この
積分器192の出力はパルス変調回路39中のタイマーと同
時に動くようにされているスイッチ回路195に送られ
る。生じた信号はサンプルおよびホールド回路198中で
処理されそして導体115上に送られる。下記の論議で
は、この信号はオール−パス信号Ａと称されている。 足60においては、これらの回路192、195および196は
二重になっておりそして最初と同じ参照番号である19
2′、195′および198′と表示されている。従って、足6
0′中のサンプルおよびホールド回路198′からの信号が
導体112上に送られる。下記の議論では、この信号はロ
ング−パス信号Ｂと称されている。 トランスインピーダンス増幅器80、86、復調回路93、
並びに比率計転換器109を通る信号の処理は図４を参照
すると最も良く理解することができ、図４は図4a−4nに
副分割されている。これらの図4a−4nのぞれぞれは温度
および圧力の変動につれての種々のスペクトル周波数を
示している。 図４においては、３種のスペクトルが特に興味があ
る： １）参照番号202により表示されている発光ダイオード4
5と関連するスペクトル、 ２）参照番号204により表示されている感知器22の反射
と関連するスペクトル、および ３）参照番号206により表示されているフィルター63と
関連するスペクトル。 種々の図で異なるこれらのスペクトルは前記の順次番
号202、204および206並びにそれらのそれぞれの図面の
文字により表示されている。従って、LED45と関連する
スペクトルは図4aでは参照番号202aによりそして図4bで
は参照番号202bにおり表示されているであろう。 図4a−4gのグラフは一定温度および変動圧力の条件下
で移行するスペクトルを示している。従って、LEDスペ
クトル202aは感知器スペクトル204aのピークすなわち最
大値Rmaxを有することが示されている。回路のオール−
パス足58では、導体84上で実際に生じる信号がこれらの
２種のスペクトル202aおよび204aの積の波長積分であ
る。組み合わせスペクトルは図4a中で208aと表示されて
おりそしてスペクトル202bおよび204bの瞬間値をスペク
トルの各波長において掛算することにより誘導される。 経時的LEDパルス中に、光検出器72が組み合わせスペ
クトル208aの下の面積に比例する電流を出力する。復調
回路93の操作の結果、信号は導体115上に存在してお
り、それは時間間隔でLEDパルスにわたり平均化された
組み合わせスペクトル208aの下の面積の値を表示してい
る。この信号は各LEDパルス中で最新のものにされる。
圧力P1においてこの面積は図4aに示されている式により
与えられる。 図4bでは、これらの同じスペクトル202bおよび204bが
オール−パス足60中で信号を表示しておりそしてまた一
般的には圧力P1用に整列されているそれらのピークを有
して出現している。ロング−パス足60はオール−パス足
58とは、感知器22とLED69の間に配置されているフィル
ター63の供給だけが、異なっている。このフィルター63
が分析値に対して図4b中の参照206bにより表示されてい
るそれのスペクトルを加える。足58中の如く、これらの
スペクトル202b、204bおよび206bが掛算されて、導体78
上の組み合わせスペクトル208bを与える。前記の場合の
如く、組み合わせスペクトル208bはスペクトル202b、20
4b並びにスペクトル206bの瞬間値をスペクトル中の各波
長において掛算することにより誘導される。復調回路93
中で得られる積分の結果として、導体112上の信号はLED
パルス経時間隔にわたり組み合わせスペクトル208bの下
の面積を表しており、そして図4bに示されている式によ
り特徴づけられている。 システムの目的が圧力変化を監視するためであるか
ら、圧力における変化がこれらのスペクトルの関係を劇
的に変化させるということは驚異的ではない。圧力P1か
らそれより大きい圧力P2への変化がそれぞれオール−パ
スおよびロング−パス足58および60に関して図4cおよび
4d中に示されている。圧力における変化はLED45の強度
に影響を与えるため、LEDスペクトル202cは同じままで
ある。圧力変化を経験しそして感知器スペクトル204cの
左への劇的な移行に応答するのが感知器22である。もち
ろん、これらの２個の信号の積は変化するはずであるの
で、すると組み合わせスペクトル208cはスペクトル208a
より小さい対称性で出現し、それのピークも左に移行す
る。より重要なことに、この組み合わせスペクトル208c
の下の面積が相当減じられる。P2においては、オール−
パス足58に関するこの面積は図4c中に示されている式に
より表される。 図4dはLEDスペクトル204dの同じ移行を示している
が、フィルタースペクトル206dは圧力P2への変化につれ
て移行しない。３種のスペクトル202d、204dおよび206d
の積が組み合わせスペクトル208dを生じ、それは図4b中
のそれの位置からわずかに左に移行している。圧力P2に
おいては、導体112上の信号がこの組み合わせスペクト
ル208dの下の面積につれて変動しそしてそれは図4d中に
示されている式により表される。 圧力が例えば圧力P3へとさらに増加する場合には、感
知器スペクトル204は図4e中に204eで示されているよう
にさらに左に移行するであろう。このスペクトル204eは
形がそれの右側に沿って劇的な変化を有しているため、
それの瞬間波長値は積の形または組み合わせスペクトル
208eに劇的に影響する。もちろん、組み合わせスペクト
ル208eの下の面積も劇的に変化し、そしてそれは図4e中
に示されている式により表される。 図4fを参照すると、圧力P3への増加につれての感知器
スペクトルのさらなる移行が図4f中に示されている式に
より表されている組み合わせスペクトル208fの下の面積
にも影響を与える。 図4a、4cおよび4eの評論は、P1からP3への圧力におけ
る変化がオール−パス足58中の組み合わせスペクトル20
8の下の面積におけるわずかな変化を生じることを示し
ている。この変化は圧力に対してプロットして、変化が
一般的には図4g中の信号209により示されている如く正
弦性でることを示すことができる。これは実際には導体
115上で生じるオール−パス信号Ｂである。 オール−パス足60と関連している図4b、4dおよび4f
は、フィルタースペクトル206を足に加えた時でも曲線2
08の下の面積における同様な変化を示している。ここで
も、組み合わせスペクトル208の下の面積における変化
を圧力に対してプロットして、図4g中の参照番号211に
より表示されている一般的に正弦曲線を示すことができ
る。これは実際には導体112上で生じるロング−パス信
号Ａである。 Ａ信号およびＢ信号の比較は、それらが形では一般的
に同様であるがわずかに相外である傾向があることを示
している。これは、分析にスペクトル206を加えている
ロング−パス足60中のフィルター63の存在から生じる。
フィルタースペクトル206はLEDスペクトル202の最大値
のわずかに右に生じるため、組み合わせスペクトル208
に関する最大面積はそれがオール−パス足58中よりわず
かに低い圧力で起きる傾向がある。量および相における
これらの変化は圧力につれてわずかに異なるが、信号Ａ
が信号Ｂにより割算される時には劇的な差が生じる。 この２種のスペクトル帯比率計技術は多くの意義ある
利点を有しており、それらは圧力の変動につれて商A/B
のプロットで示されている。このプロットは図4g′中に
示されている。A/B比の信号がＡまたはＢ信号のそれぞ
れよりそれの範囲の部分において相当線形が大きいこと
が最初に注目されよう。これにより、適用圧力がこの範
囲に限定されている限り、該システムがさらなる線形化
なしにA/B比の信号を直接的に使用することができる。
第二に、LED強度−−これは老化、入力動力変動、また
は光学カップリング効率によるかもしれない−−は一般
的に波長全体に影響を与え、同等に、ＡおよびＢ信号を
両者が同等に影響を与えることとなる。従って、比率計
信号A/Bは実質的にLEDの光学動力出力には依存していな
い。第三に、光学的連結および光学ファイバーの曲げに
おける不完全性による光学的動力損失は一般的に波長全
体に同等に影響を与える。比率計信号A/Bがこれらの変
動を中和する傾向があるなら、信号が一般的にこれらの
光学的動力損失により影響を受けないですむ。 前記の図4a−4gの参照は、感知器22における圧力にお
けるわずかな変化がいかにして生じる商A/Bにおける相
当な変化を生じ得るかを示している。温度における変化
が監視用信号に対する望ましくない影響を生じ得ること
をここでは図4h−4nを参照しながら示そう。 図4hは、一定温度T1および一定圧力P1においてLEDス
ペクトル202hおよび感知器スペクトル204hは一般的には
前記で図4aに関して論じられている如く整列されている
かもしれないことを示している。オール−パス足58中の
これらのスペクトル202hおよび204hを掛算すると、図4h
中に示されている式により表される面積を有する組み合
わせスペクトル208hを生成する。組み合わせスペクトル
208hは図4aを参照しながら論じられているスペクトル20
8aと寸法および形において同様である。 図4jは、温度T1においてフィルター63を含んでいるロ
ング−パス足60が組み合わせスペクトル208jを生じるで
あろうこと示している。このスペクトル208jは圧力P1に
おける図4b中で示されているものと寸法および形におい
て同様である。 この圧力が一定に保たれておりそして温度がT1からT2
に変動すると仮定すると、組み合わせスペクトル208も
変化するであろうということがわかる。この変化は図4k
および4m中にそれぞれオール−パス足58およびロング−
パス足60に関して示されている。 図4k中では、感知器22の出力が圧力につれてのみ変動
するためスペクトル204kは変化しない。しかしながら、
温度に敏感なLED45の関連しているスペクトル202kは右
に移行する傾向がある。これらの２種のスペクトル202k
および204kの積が組み合わせスペクトル208kに関する形
の変化を生じる。そして、このスペクトル208kの下の面
積が監視されているため、温度における変化は導体115
上の信号における変化も生じる。このＡ信号は図4k中に
示されている式により表される。 図4mはT1−T2への温度変化がLEDスペクトル202mを右
に移行させることを示している。従って、LED45の特性
は最初の点線202mからスペクトル202mに関連する実線へ
の変化を生じる。この移行は、温度につれて変動しない
感知器スペクトル204mおよびフィルタースペクトル206m
の両者に関連している。これらの環境下では、組み合わ
せスペクトル208mは実際には寸法が増大する。この面積
は図4m中で示されている式により表される。 図4hおよび4k中に示されているオール−パス信号Ａの
詳細な比較は、温度に関して比較的小さい変化があるこ
とを示している。従って、一般的には一般式Ｉにより示
されている如く同等性がある。 iAP（P1T1）＝iAP（P1T2） （式Ｉ） 比較してみると、ロング−パス信号Ｂは一般式IIによ
り示されている如く温度につれて劇的に変化する。 iLP（P1T1）≪iLP（P1T2） （式II） 式Ｉおよび式IIから、信号Ｂにより割算された信号Ａ
の商も下記の式IIIにより示されている如く温度につれ
て相当変化する。 温度における変化の結果としての圧力信号におけるこ
の変動が、望ましくない信号変化を摂氏１度当たり全目
盛り出力の５％程度の大きさで生じさせる。全目盛りが
100ミリメートルの水銀に等しいなら、５％の変動は摂
氏１度当たり５ミリメートルの水銀に等しい。典型的値
である１ミリメートルの水銀を保つことを希望するな
ら、LED45の温度を摂氏１度の1/5以内に調節する必要が
ある。先行技術はこの調節を、LED45を調節された温度
環境に実際に置くことにより、行おうと試みた。これら
の試みはシステムの費用および複雑性を相当増大させる
にもかかわらず一般的には無効であり、そしてモニター
10により供されるものより相当大きい電力を必要とす
る。 図4nを参照すると、フィルター63はこれも温度につれ
て変動する特性を有するように選択できることが示され
ている。実際に、フィルター63はそれの温度特性がLED4
5に関連するものと全く同様であるように選択すること
ができる。好適態様では、フィルター温度につれて変動
するそれのスペクトル206mの移行がLEDスペクトル202m
と同じ程度であるような移行を与える。図4nにおいて
は、これらのスペクトル移行は点線202m′からスペクト
ル202nの実線へのそして点線206m′からスペクトル206m
の実線への変化で示されている。スペクトル202mおよび
206mの両者は移行中であるため、組み合わせスペクトル
208mの下の面積における変化は比較的意味がない。変化
があるということは、感知器スペクトル204mの非線形形
状にだけ起因するであろう。図4j中の組み合わせスペク
トルおよび図4n中の組み合わせスペクトル208nの比較
は、温度における変化から生じるロング−パス信号Ｂ中
にほとんど変化がないことを示している。これは下記の
式IVにより示される。 iLP（T1）iLP（T2） （式IV） ロング−パス圧力信号Ａが式Ｉにより示されている如
く温度につれて意義あるほど変化せずそしてロング−パ
ス信号Ｂが温度につれて意義あるほど変化しないなら、
式IVにより示されている如く、Ｂに対する商Ａは下記の
式Ｖにより示されている如く温度につれて一般的には一
定のままである。 実際には、温度につれて変化する圧力信号A/Bの望ま
しくない成分類は摂氏１度当たり全目盛り出力の約0.5
％まで減少させることができる。従って、望もしくない
温度成分は適当な温度特性を有するフィルター63を選択
することにより10の係数だけ減少させることができる。
これらの特性を選択してLED45の温度特性と一般的に一
致させるなら、圧力信号A/Bにおける唯一の変化は一般
的には平というよりむしろわずかに曲がっている感知器
スペクトル204mの形に依存するであろう。これらの影響
はLED45およびフィルター63を感知器スペクトル204の一
般的線状部分に保つことにより最少にさせることができ
る。 前記の如く、オール−パス信号Ａは、導体115上に表
示され、そしてロング−パス信号Ｂは導体112上に表示
される。この示されている態様では、これらの信号は図
４に示されている如く割算回路網210に加えられる。こ
の回路網210中で、信号Ａが信号Ｂにより割算され、そ
して一定値が商から引算される。この値は０圧力比A0/B
0の推定値であり、そして生じた信号の量を例えばモニ
ター10の如き種々のモニターに適合できる値に減少させ
るために作用する。この値はデジタル化されて12−ビッ
トデジタル信号を与える。このデジタル信号は掛算回路
網212に送られ、それが量［（A/B）−１］と信号に目盛
り付けしている係数Ｃとを掛算する。好適態様では、こ
れは生成する信号［（A/B）−１］（Ｃ）をアナログ形
で生じる一連のデジタル式作動抵抗ゲートにより行われ
る。 好適態様では、掛算係数Ｃはモニター10により供給さ
れる励起電圧の瞬間値に比例するようにされている。従
って、生じるアナログ信号［（A/B）−１］（Ｃ）はモ
ニター10により供給される励起電圧およびモニター10に
より必要とされる適用圧力の両者に比例している。従っ
て、目盛り付け係数を適当に選択することにより組み合
わされた信号［（A/B）−１］（Ｃ）を目盛り付けして
１ボルト当たり１ミリメートルの水銀当たり５マイクロ
ボルトの工業標準にすることもできる。 信号を最初に回路網210中でデジタル方式に転換させ
そして次に信号を回路網212中でアナログ方式に転換さ
せるための一理由は、０圧力を表示する量の貯蔵を容易
にすることである。この目的のために、12−ビット記憶
バンク214が供されている。感知器22上の圧力が０であ
ることが知られている時には、この記憶バンク214を切
り替えて割算回路網210の出力を貯蔵することができ
る。カテーテル20をモニター10から例えば操作室の如き
一位値において分離することを希望するなら、それを別
のモニター10に例えば臨床治療室の如き他の位置で最連
結させることができる。これらの環境化では、記憶214
中のデジタル信号をスイッチ216を通して加えて新しい
モニターを０にすることができる。 導体118上のアナログ信号は図５でさらに詳細に示さ
れている出力回路120に送られる。導体118は抵抗器218
を通して一般的に221で示されている演算増幅器と連結
されている。この増幅器221に対する正の入力は一対の
抵抗器223および225により２種の励起電圧の間で適当に
バイアスされる。同じバイアスは第二演算増幅器227の
正の入力にも適用される。２種の励起電圧を越えて置か
れている分圧器229は抵抗器231を通して増幅器227の負
電極に入力を与える。分圧器229を調節してカテーテル2
0に関する総０調節を与えることができる。この調節は
典型的には０からの偏差がモニター10の調節により行え
るように製造業者により固定されるているであろう。演
算増幅器221および227の出力は導体122および124上の各
出力抵抗器233および236中に向けられる。これらの導体
122および124を越えて表示されている最終的な出力信号
は連結器30を通してモニター10に送られる。適当な０調
節により、感知器22が０圧力環境に置かれている時には
モニター10は０値を示すであろう。 光学カテーテル20および関連エレクトロニクスは、モ
ニターの励起電力のフォーマットに無関係でそしてこれ
らのモニターが歪みゲージ感知器を用いる使用のために
設計されているという事実にもかかわらず、多くの型の
モニター10を用いて操作可能である。光学カテーテル20
により表示される信号は温度に関して補正されており、
信号における変動は感知器22を囲んでいる流体の圧力に
おける変動にほとんど全部依存している。 本発明を特定態様を参照しながら開示してきたが、当
技術の専門家には本発明をその他の方法で具体化できる
ことは理解されるため、本発明の範囲は下記の請求の範
囲を参照してのみ確認すべきである。
───────────────────────────────────────────────────── フロントページの続き (72)発明者 ビクウェット、ジェッセ、ニュートン アメリカ合衆国、カリフォルニア州 92626、コスタ メサ、カレッジ ドラ イブ 2349 (56)参考文献 特開 昭63−286732（ＪＰ，Ａ) (58)調査した分野(Int.Cl.7，ＤＢ名) A61B 5/00 - 5/02
Claims (16)
- 【請求項１】温度変化に応じて変動する熱ドリフト特性
を有する発光ダイオード、 光源からの光学的信号を受けて、当該光源の熱ドリフト
特性による望ましくない特性を有する腔中の流体圧力を
表示する測定信号を提供するための光学的感知手段、 前記光学的感知手段に連結され当該測定信号を検出して
腔中の流体圧力を表示する出力信号を提供するための光
学的検出手段、 前記検出手段中に含まれ測定信号の望ましくない特性を
実質的に除外することにより出力信号が光源の温度に実
質的に非依存性となるような光学的特性を有しているフ
ィルターを含む、患者の体腔内の流体圧力の測定用に適
しているカテーテルアセンブリー。 - 【請求項２】光線およびフィルターのそれぞれのスペク
トルを有しており、 出力信号が一方の側の光源のスペクトルと他方の側のフ
ィルターのスペクトルとによって規定された領域に依存
し、 光源の熱ドリフト特性が光源のスペクトルを温度変化に
応じて特定方向に移行させ、そして フィルターの光学的特性が当該フィルターのスペクトル
を温度変化に応じてその特定方向に移行させる、請求項
１に記載のアセンブリー。 - 【請求項３】出力信号が光源のスペクトル周波数曲線と
フィルターのスペクトル周波数曲線とによって規定され
た特定領域に応答して変化し、 温度増加に応じて当該特定領域が光源のスペクトル周波
数曲線の移行により減じられ且つフィルターのスペクト
ル周波数曲線の移行により増加させられる、請求項１に
記載のアセンブリー。 - 【請求項４】前記特定領域が一方のフィルターのスペク
トル周波数曲線と他方の光源のスペクトル周波数曲線に
より規定され、 温度増加に応じて光源のスペクトル周波数曲線が一方向
で特定領域を増加させるように移動し、 温度増加に応じてフィルターのスペクトル周波数曲線が
当該一方向で特定領域を減じるように移動し、それによ
り特定領域の大きさが温度増加に対して実質的に一定の
ままである、請求項３に記載のアセンブリー。 - 【請求項５】温度変化に応じて光源のスペクトル特定方
向に移行させ且つ当該温度変化に応じてフィルターのス
ペクトルを当該特定方向に光源の移行とほぼ同じ程度ま
で移行させる、請求項１に記載のアセンブリー。 - 【請求項６】患者の体腔中での配置用に適合されている
末端を有しているカテーテル、 体腔中の流体圧力を表示する光学的測定信号を提供する
ためにカテーテルの末端近傍に配置されている光学的圧
力感知器手段、 体腔中の流体圧力を表示する電気的信号を提供するため
の光学的測定信号に応答する検出手段、を有し、 前記光学的測定信号が感知器の温度変化に応じて変動し
信号−雑音比を含む光学的測定信号を与える光学的成分
を有するものであり、 前記検出手段は光学的測定信号の信号−雑音比を増加さ
せるために温度に応じて変動する望ましくない光学的成
分を抑制するためのフィルター手段を有している、患者
の体腔内の流体圧力の測定するためのカテーテルアセン
ブリー。 - 【請求項７】さらに、 体腔中の流体圧力を示すデジタル信号を提供するための
転換手段のデジタル信号に応答し体腔中の流体圧力が０
である時のデジタル信号の値を表示する特定デジタル量
を格納するための記憶手段と、 体腔中の０圧力を表示するアナログ信号を与えるための
記憶手段中に格納されている特定のデジタル値に応答す
る出力手段を含んでいる、請求項６に記載のアセンブリ
ー。 - 【請求項８】転換手段が電気的信号の第二成分により割
算された電気的信号の第一成分を表示する特性を有する
デジタル信号を与えるための第一および第二増幅器と連
結されている割算手段を含んでいる、請求項６に記載の
アセンブリー。 - 【請求項９】物理的因子による物理的変化を示す感知
器、 特定の環境中に配置され当該特定の環境における変化に
応答して変動する望ましくない性質を有する入射光信号
を与える光源、 感知器上への入射光信号を方向付けし当該感知器の物理
的変化に依存する第一特性および入射光信号の望ましく
ない性質に依存する第二特性を有する感知器からの反射
光信号を受けるための手段、 反射光信号の第一特性を検出して環境中の物理的因子に
係わる表示を提供するための反射光信号に応答する検出
手段、および 検出手段に含まれ特定の環境中に配置され、反射光信号
の第二特性を抑制してそれにより検出手段により供され
た表示の温度変化の影響を減少させる光学的性質を有す
るフィルターを含んでなる、物理的因子を感知するため
の装置。 - 【請求項１０】光源が温度変化に応じて特定方向に移動
する光学的スペクトルを有しており、そして フィルターが温度変化に応じて当該特定方向に移動する
光学的スペクトルを有している、請求項９に記載の装
置。 - 【請求項１１】物理的因子が圧力である、請求項９に記
載の装置。 - 【請求項１２】入射光信号を方向付けするための手段が
光学的ファイバーを含んでいる、請求項９に記載の装
置。 - 【請求項１３】電力源、 電力源から光学的信号へと変換するための電力源に応答
する光学的転換手段、 光学的転換手段中に含まれスペクトルが温度増加に応じ
て比較的長い波長に移行するように変動する熱ドリフト
特性を有する発光ダイオード、 光学的転換手段からの光学的信号を受けそしてダイオー
ドの熱ドリフト特性に関連する望ましくない特性を有す
る腔中の流体圧力を表示する測定信号を提供するように
適合されている光学的感知器手段、 測定信号を検出して腔中の流体圧力を表示する出力信号
を提供するための光学的感知器手段に連結されている検
出手段、 検出手段中に含まれスペクトルが温度増加に応じて比較
的長い波長に移行するように変動する光学的特性を有す
るフィルター手段を含んでおり、 出力信号が一方の側の光源のスペクトルと他方の側のフ
ィルターのスペクトルとによって規定された領域に依存
し、それにより当該領域が温度変化に対して実質的に変
化しない、患者の体腔内の流体圧力の測定用に適合され
ているカテーテルアセンブリー。 - 【請求項１４】患者の体腔中での配置用に適合されてい
る末端を有しているカテーテル、体腔中の流体圧力を表
示する光学的測定信号を提供するために前記カテーテル
に連結された温度特性を有する光学的圧力感知器手段、 体腔中の流体圧力を表示する電気的信号を提供するため
の光学的測定信号に応答する検出手段、を有するカテー
テルアセンブリーであって、 前記光学的測定信号は感知器の温度につれて変動する望
ましくない成分類を有し 前記検出手段は、 温度に応じて変動する光学的測定信号の望ましくない成
分を補正するための補正手段、 光学的測定信号に応答して望ましくない成分を含んでい
る光学的測定信号を表示する第一成分を有する電気的信
号を提供するための第一増幅器手段、 補正手段に含まれ光学的測定信号を濾過し望ましくない
成分に応じて調整された補正信号を提供するためのフィ
ルター、 補正信号に応答して望ましくない成分以外の光学的測定
信号を表示する第二成分類を有する電気的信号を提供す
るための第二増幅器手段、を有し、 更に前記カテーテルアセンブリーは、 体腔中の流体圧力を表示するデジタル信号を提供するた
め検出手段と連結されている転換手段、および 体腔中の流体圧力を表示するためのデジタル信号に応答
する出力手段、を含んでなる、患者の体腔内の流体圧力
の測定するためのカテーテルアセンブリー。 - 【請求項１５】光学的測定信号が第一の信号−雑音比を
有する第一の光学的信号であり、そして フィルター手段が第一の信号−雑音比より高い第二の信
号−雑音比を有する補正された光学的信号を与える、請
求項６に記載のカテーテルアセンブリー。 - 【請求項１６】第一の光学的信号が温度に応答して変動
するスペクトルを有し、 フィルター手段が補正された光学的信号の信号−雑音比
を増加させるための第一の光学的信号のスペクトルの変
動を減少させるスペクトルを有する光学的フィルターを
含んでいる、請求項15に記載のカテーテルアセンブリ
ー。
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Families Citing this family (58)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| US5275053A (en) * | 1991-08-21 | 1994-01-04 | Fiberoptic Sensor Technologies, Inc. | Fiber optic pressure sensor systems |
| US5617873A (en) * | 1994-08-25 | 1997-04-08 | The United States Of America As Represented By The Administrator, Of The National Aeronautics And Space Administration | Non-invasive method and apparatus for monitoring intracranial pressure and pressure volume index in humans |
| US5568815A (en) * | 1994-11-21 | 1996-10-29 | Becton Dickinson And Company | Self-powered interface circuit for use with a transducer sensor |
| US6126628A (en) * | 1997-04-22 | 2000-10-03 | Johnson & Johnson Professional, Inc. | Fluid flow limiting device |
| US5919144A (en) * | 1997-05-06 | 1999-07-06 | Active Signal Technologies, Inc. | Apparatus and method for measurement of intracranial pressure with lower frequencies of acoustic signal |
| US6537232B1 (en) | 1997-05-15 | 2003-03-25 | Regents Of The University Of Minnesota | Intracranial pressure monitoring device and method for use in MR-guided drug delivery |
| US5928182A (en) * | 1997-07-02 | 1999-07-27 | Johnson & Johnson Professional, Inc. | Pediatric programmable hydrocephalus valve |
| US6120457A (en) * | 1997-07-02 | 2000-09-19 | Johnson & Johnson Professional, Inc. | In vivo zeroing of catheter pressure sensor |
| US6731976B2 (en) | 1997-09-03 | 2004-05-04 | Medtronic, Inc. | Device and method to measure and communicate body parameters |
| US6248080B1 (en) | 1997-09-03 | 2001-06-19 | Medtronic, Inc. | Intracranial monitoring and therapy delivery control device, system and method |
| US5935084A (en) * | 1997-09-30 | 1999-08-10 | Johnson & Johnson Professional, Inc. | Inflatable pressure indicator |
| GB2374925A (en) * | 2001-04-24 | 2002-10-30 | Anant Sharma | Pressure detectors |
| US7209788B2 (en) * | 2001-10-29 | 2007-04-24 | Duke University | Closed loop brain machine interface |
| US20030105409A1 (en) * | 2001-11-14 | 2003-06-05 | Donoghue John Philip | Neurological signal decoding |
| US7317409B2 (en) | 2002-01-30 | 2008-01-08 | Tensys Medical, Inc. | Apparatus and method for interfacing time-variant signals |
| US6993392B2 (en) * | 2002-03-14 | 2006-01-31 | Duke University | Miniaturized high-density multichannel electrode array for long-term neuronal recordings |
| US7280870B2 (en) * | 2002-06-04 | 2007-10-09 | Brown University Research Foundation | Optically-connected implants and related systems and methods of use |
| US7212851B2 (en) | 2002-10-24 | 2007-05-01 | Brown University Research Foundation | Microstructured arrays for cortex interaction and related methods of manufacture and use |
| US20040249302A1 (en) * | 2003-06-09 | 2004-12-09 | Cyberkinetics, Inc. | Methods and systems for processing of brain signals |
| US20050143589A1 (en) * | 2003-11-09 | 2005-06-30 | Donoghue John P. | Calibration systems and methods for neural interface devices |
| US20050113744A1 (en) * | 2003-11-21 | 2005-05-26 | Cyberkinetics, Inc. | Agent delivery systems and related methods under control of biological electrical signals |
| US7751877B2 (en) * | 2003-11-25 | 2010-07-06 | Braingate Co., Llc | Neural interface system with embedded id |
| US7647097B2 (en) * | 2003-12-29 | 2010-01-12 | Braingate Co., Llc | Transcutaneous implant |
| US7520862B2 (en) * | 2004-02-03 | 2009-04-21 | Neuro Diagnostic Devices, Inc. | Cerebral spinal fluid shunt evaluation system |
| US20080214951A1 (en) * | 2004-02-03 | 2008-09-04 | Neuro Diagnostic Devices, Inc. | Cerebrospinal Fluid Evaluation Systems |
| US20050203366A1 (en) * | 2004-03-12 | 2005-09-15 | Donoghue John P. | Neurological event monitoring and therapy systems and related methods |
| US20060049957A1 (en) * | 2004-08-13 | 2006-03-09 | Surgenor Timothy R | Biological interface systems with controlled device selector and related methods |
| EP1827207A2 (en) * | 2004-10-04 | 2007-09-05 | Cyberkinetics Neurotechnology Systems, Inc. | Biological interface system |
| US7946994B2 (en) | 2004-10-07 | 2011-05-24 | Tensys Medical, Inc. | Compact apparatus and methods for non-invasively measuring hemodynamic parameters |
| US20060253166A1 (en) * | 2005-01-06 | 2006-11-09 | Flaherty J C | Patient training routine for biological interface system |
| US8095209B2 (en) * | 2005-01-06 | 2012-01-10 | Braingate Co., Llc | Biological interface system with gated control signal |
| US20060206167A1 (en) * | 2005-01-06 | 2006-09-14 | Flaherty J C | Multi-device patient ambulation system |
| US20060189899A1 (en) * | 2005-01-10 | 2006-08-24 | Flaherty J Christopher | Joint movement apparatus |
| US8812096B2 (en) * | 2005-01-10 | 2014-08-19 | Braingate Co., Llc | Biological interface system with patient training apparatus |
| WO2006078432A2 (en) * | 2005-01-18 | 2006-07-27 | Cyberkinetics Neurotechnology Systems, Inc. | Biological interface system with automated configuration |
| US20070106143A1 (en) * | 2005-11-08 | 2007-05-10 | Flaherty J C | Electrode arrays and related methods |
| JP5199118B2 (ja) * | 2005-12-22 | 2013-05-15 | ザ・トラスティーズ・オブ・コロンビア・ユニバーシティ・イン・ザ・シティ・オブ・ニューヨーク | 血管内冷却システム及び方法 |
| US20070156126A1 (en) * | 2005-12-29 | 2007-07-05 | Flaherty J C | Medical device insertion system and related methods |
| US20100023021A1 (en) * | 2005-12-27 | 2010-01-28 | Flaherty J Christopher | Biological Interface and Insertion |
| JP5441689B2 (ja) | 2006-05-13 | 2014-03-12 | テンシス メディカル インコーポレイテッド | 継続的位置決め装置及び方法 |
| US20080045883A1 (en) * | 2006-08-17 | 2008-02-21 | Milan Radojicic | Devices and methods for monitoring and delivering therapeutics to the spinal cord |
| US10478555B2 (en) | 2006-08-17 | 2019-11-19 | Milan Radojicic | Systems and methods for lumbar cerebrospinal fluid access and treatment |
| US9770180B2 (en) * | 2006-08-17 | 2017-09-26 | Milan Radojicic | System and method for monitoring and delivering therapeutics to the spinal cord |
| WO2008144232A2 (en) | 2007-05-18 | 2008-11-27 | The Johns Hopkins University | A treatment simulator for brain diseases and method of use thereof |
| CN101896117B (zh) | 2007-10-12 | 2015-03-04 | 坦西斯医药股份有限公司 | 用于非侵入式测量病人动脉血压的设备和方法 |
| US20090112215A1 (en) * | 2007-10-29 | 2009-04-30 | Sherman Jason T | Opto-electric indicators for orthopaedic instruments |
| US9463276B2 (en) | 2008-08-16 | 2016-10-11 | Milan Radojicic | Systems and methods for a computational medical device in dynamic body systems |
| US20110092840A1 (en) * | 2009-09-23 | 2011-04-21 | Feather Sensors Llc | Intelligent air flow sensors |
| US8313442B2 (en) | 2009-10-21 | 2012-11-20 | Codman & Shurtleff, Inc. | Cerebral compliance monitoring |
| US20110131588A1 (en) * | 2009-12-01 | 2011-06-02 | International Business Machines Corporation | Software architecture that can sense and respond to contextual and state information |
| US20120116233A1 (en) * | 2010-11-04 | 2012-05-10 | Robert Weber Mah | Sensor system |
| US9510786B2 (en) | 2011-06-22 | 2016-12-06 | Biosense Webster (Israel) Ltd. | Optical pressure measurement |
| US8926520B2 (en) * | 2012-07-20 | 2015-01-06 | Endophys Holdings, Llc | Transducer interface system and method |
| ES2856009T3 (es) * | 2013-07-18 | 2021-09-27 | Endophys Holdings Llc | Sistema y método de análisis de la presión arterial |
| US10039491B2 (en) | 2014-06-30 | 2018-08-07 | Verily Life Sciences Llc | Methods for reducing noise in optical biological sensors |
| CN104905781A (zh) * | 2015-02-13 | 2015-09-16 | 林昌军 | 颅内生理参数采集装置和应用 |
| AU2016262467B2 (en) | 2015-05-11 | 2020-09-10 | Alcyone Therapeutics, Inc. | Drug delivery systems and methods |
| WO2018119179A1 (en) | 2016-12-21 | 2018-06-28 | Alcyone Lifesciences, Inc. | Drug delivery systems and methods |
Family Cites Families (10)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| US3215135A (en) * | 1963-02-04 | 1965-11-02 | Ernst K Franke | Miniature pressure gauge for the measurement of intravascular blood pressure |
| US4487206A (en) * | 1982-10-13 | 1984-12-11 | Honeywell Inc. | Fiber optic pressure sensor with temperature compensation and reference |
| US4678904A (en) * | 1984-07-06 | 1987-07-07 | Technology Dynamics, Inc. | Optical measuring device using a spectral modulation sensor having an optically resonant structure |
| US4933545A (en) * | 1985-12-30 | 1990-06-12 | Metricor, Inc. | Optical pressure-sensing system using optical resonator cavity |
| US4817022A (en) * | 1986-07-30 | 1989-03-28 | Barber-Colman Company | Method and apparatus for automatic offset compensation in parameter-sensing transducer systems |
| US4711246A (en) * | 1986-09-02 | 1987-12-08 | Fiberoptic Sensor Technologies, Inc. | Fiber optic coupled pressure transducer using single fiber and method of fabrication |
| GB2202936B (en) * | 1987-03-31 | 1990-11-14 | Plessey Co Plc | Improvements relating to optical pressure or displacement sensors |
| US4787396A (en) * | 1987-06-18 | 1988-11-29 | Fiberoptic Sensor Technologies, Inc. | Fiberoptic pressure transducer |
| US4883062A (en) * | 1988-04-25 | 1989-11-28 | Medex, Inc. | Temperture and pressure monitors utilizing interference filters |
| US4924870A (en) * | 1989-01-13 | 1990-05-15 | Fiberoptic Sensor Technologies, Inc. | Fiber optic sensors |
-
1990
- 1990-02-26 US US07/485,349 patent/US5325865A/en not_active Expired - Lifetime
-
1991
- 1991-02-12 DE DE69118177T patent/DE69118177T2/de not_active Expired - Lifetime
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| Publication number | Publication date |
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| DE69118177T2 (de) | 1996-11-28 |
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| US5325865A (en) | 1994-07-05 |
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