JPH04230835A - 血液ガスパラメータ測定システム - Google Patents
血液ガスパラメータ測定システムInfo
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- JPH04230835A JPH04230835A JP3088405A JP8840591A JPH04230835A JP H04230835 A JPH04230835 A JP H04230835A JP 3088405 A JP3088405 A JP 3088405A JP 8840591 A JP8840591 A JP 8840591A JP H04230835 A JPH04230835 A JP H04230835A
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Classifications
-
- A—HUMAN NECESSITIES
- A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
- A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
- A61B5/00—Measuring for diagnostic purposes; Identification of persons
- A61B5/145—Measuring characteristics of blood in vivo, e.g. gas concentration, pH value; Measuring characteristics of body fluids or tissues, e.g. interstitial fluid, cerebral tissue
- A61B5/1455—Measuring characteristics of blood in vivo, e.g. gas concentration, pH value; Measuring characteristics of body fluids or tissues, e.g. interstitial fluid, cerebral tissue using optical sensors, e.g. spectral photometrical oximeters
-
- G—PHYSICS
- G01—MEASURING; TESTING
- G01N—INVESTIGATING OR ANALYSING MATERIALS BY DETERMINING THEIR CHEMICAL OR PHYSICAL PROPERTIES
- G01N21/00—Investigating or analysing materials by the use of optical means, i.e. using sub-millimetre waves, infrared, visible or ultraviolet light
- G01N21/62—Systems in which the material investigated is excited whereby it emits light or causes a change in wavelength of the incident light
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- G01N21/6408—Fluorescence; Phosphorescence with measurement of decay time, time resolved fluorescence
-
- G—PHYSICS
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- G01N2021/6417—Spectrofluorimetric devices
- G01N2021/6419—Excitation at two or more wavelengths
-
- G—PHYSICS
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- G01N21/00—Investigating or analysing materials by the use of optical means, i.e. using sub-millimetre waves, infrared, visible or ultraviolet light
- G01N21/62—Systems in which the material investigated is excited whereby it emits light or causes a change in wavelength of the incident light
- G01N21/63—Systems in which the material investigated is excited whereby it emits light or causes a change in wavelength of the incident light optically excited
- G01N21/64—Fluorescence; Phosphorescence
- G01N21/6428—Measuring fluorescence of fluorescent products of reactions or of fluorochrome labelled reactive substances, e.g. measuring quenching effects, using measuring "optrodes"
- G01N2021/6432—Quenching
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Abstract
(57)【要約】本公報は電子出願前の出願データであるた
め要約のデータは記録されません。
め要約のデータは記録されません。
Description
【０００１】
【産業上の利用分野】本発明は、ＰＨ、ｐＯ２、または
ｐＣＯ２といった血液ガスパラメータの観血的測定、ま
たは蛍光色素の励起状態の時定数に影響を及ぼす他のパ
ラメータの測定を行なう血液ガスパラメータ測定システ
ムを扱うものである。
ｐＣＯ２といった血液ガスパラメータの観血的測定、ま
たは蛍光色素の励起状態の時定数に影響を及ぼす他のパ
ラメータの測定を行なう血液ガスパラメータ測定システ
ムを扱うものである。
【０００２】
【従来の技術】例えば、１９８６年２月の技術刊行物で
ある「バイオ医学技術に関するＩＥＥＥ会報（ＩＥＥＥ
Ｔｒａｎｓａｃｔｉｏｎｓ ｏｎ Ｂｉｏｍｅｄｉｃ
ａｌ Ｅｎｇｉｎｅｅｒｉｎｇ） Ｖｏｌ． ＢＭＥ−
３３、Ｎｏ．２」、第１１７〜１３２頁のジェイ・エル
・ゲーリッヒ（Ｊ．Ｌ．Ｇｅｈｒｉｃｈ）他による「光
学的蛍光色素及びその脈管内血液ガス監視システムへの
応用（Ｏｐｔｉｃａｌ Ｆｌｕｏｒｅｓｃｅｎｃｅ ａ
ｎｄ Ｉｔｓ Ａｐｐｌｉｃａｔｉｏｎ ｔｏ ａｎ
Ｉｎｔｒａｖａｓｃｕｌａｒ Ｂｌｏｏｄ Ｇａｓ Ｍ
ｏｎｉｔｏｒｉｎｇ Ｓｙｓｔｅｍ）」は、基本的に、
血液とイオン交換を行う蛍光色素が充填された、血液ガ
スパラメータの観血的測定を行なうための蛍光測定プロ
ーブで構成される。蛍光測定プローブは、グラスファイ
バを介して光源に接続されているが、前記光源は、蛍光
測定プローブ内の蛍光色素に対して第１の波長の励起光
を当てるためのものである。蛍光色素の分子は、第１の
波長を有する前記光によって励起状態になる。分子が励
起状態において費やす時間の間に、分子は、当初加えら
れた励起エネルギーの一部を失うことになる。分子は、
次に、その基底エネルギー状態に戻ると、前記第１の波
長より長い第２の波長の光を放出する。用いられる色素
のタイプで決まる、光源によって照射される励起光によ
る色素の分子の励起と、第２の波長の蛍光の放出との間
で経過する時定数は、例えば、酸素の分圧ｐＯ２、ある
いは他の血液ガスパラメータによって決まる。
ある「バイオ医学技術に関するＩＥＥＥ会報（ＩＥＥＥ
Ｔｒａｎｓａｃｔｉｏｎｓ ｏｎ Ｂｉｏｍｅｄｉｃ
ａｌ Ｅｎｇｉｎｅｅｒｉｎｇ） Ｖｏｌ． ＢＭＥ−
３３、Ｎｏ．２」、第１１７〜１３２頁のジェイ・エル
・ゲーリッヒ（Ｊ．Ｌ．Ｇｅｈｒｉｃｈ）他による「光
学的蛍光色素及びその脈管内血液ガス監視システムへの
応用（Ｏｐｔｉｃａｌ Ｆｌｕｏｒｅｓｃｅｎｃｅ ａ
ｎｄ Ｉｔｓ Ａｐｐｌｉｃａｔｉｏｎ ｔｏ ａｎ
Ｉｎｔｒａｖａｓｃｕｌａｒ Ｂｌｏｏｄ Ｇａｓ Ｍ
ｏｎｉｔｏｒｉｎｇ Ｓｙｓｔｅｍ）」は、基本的に、
血液とイオン交換を行う蛍光色素が充填された、血液ガ
スパラメータの観血的測定を行なうための蛍光測定プロ
ーブで構成される。蛍光測定プローブは、グラスファイ
バを介して光源に接続されているが、前記光源は、蛍光
測定プローブ内の蛍光色素に対して第１の波長の励起光
を当てるためのものである。蛍光色素の分子は、第１の
波長を有する前記光によって励起状態になる。分子が励
起状態において費やす時間の間に、分子は、当初加えら
れた励起エネルギーの一部を失うことになる。分子は、
次に、その基底エネルギー状態に戻ると、前記第１の波
長より長い第２の波長の光を放出する。用いられる色素
のタイプで決まる、光源によって照射される励起光によ
る色素の分子の励起と、第２の波長の蛍光の放出との間
で経過する時定数は、例えば、酸素の分圧ｐＯ２、ある
いは他の血液ガスパラメータによって決まる。
【０００３】既知の血液ガスパラメータ測定システムの
場合、光源から生じる励起光は、光学マルチプレクサを
介して蛍光測定プローブに送られ、蛍光測定プローブに
よって放出される第２の波長の蛍光が、前記光学マルチ
プレクサを介して受光装置に送られ、前記受光装置の出
力信号は、ディジタル変換を受けた後、マイクロプロセ
ッサに送られる。光学マルチプレクサは、第１の波長の
光が受光装置に当たらないようにする。マイクロプロセ
ッサは、蛍光測定プローブによって放出される第２の波
長を備えた光の振幅が減少する時定数を測定し、前記時
定数に基づいて酸素の分圧を求める。
場合、光源から生じる励起光は、光学マルチプレクサを
介して蛍光測定プローブに送られ、蛍光測定プローブに
よって放出される第２の波長の蛍光が、前記光学マルチ
プレクサを介して受光装置に送られ、前記受光装置の出
力信号は、ディジタル変換を受けた後、マイクロプロセ
ッサに送られる。光学マルチプレクサは、第１の波長の
光が受光装置に当たらないようにする。マイクロプロセ
ッサは、蛍光測定プローブによって放出される第２の波
長を備えた光の振幅が減少する時定数を測定し、前記時
定数に基づいて酸素の分圧を求める。
【０００４】
【発明が解決しようとする課題】しかし、蛍光測定プロ
ーブを接続される光導グラスファイバを曲げると、第２
の波長を備える受けた光の振幅に影響が生じ、ファイバ
ーの曲げによって生じる振幅の変化によって、既知の血
液ガスパラメータ測定システムの場合、血液ガスパラメ
ータの測定に対応する誤りが生じる。
ーブを接続される光導グラスファイバを曲げると、第２
の波長を備える受けた光の振幅に影響が生じ、ファイバ
ーの曲げによって生じる振幅の変化によって、既知の血
液ガスパラメータ測定システムの場合、血液ガスパラメ
ータの測定に対応する誤りが生じる。
【０００５】既知の血液ガスパラメータ測定システムの
別の問題が、システム全体の伝達特性の揺動によって、
測定確度に負の影響が加えられるという事実において示
されている。例えば、温度変動によって生じる光測定装
置の測定感度の揺動により、血液ガスパラメータの測定
に対応する誤りが生じることになる。
別の問題が、システム全体の伝達特性の揺動によって、
測定確度に負の影響が加えられるという事実において示
されている。例えば、温度変動によって生じる光測定装
置の測定感度の揺動により、血液ガスパラメータの測定
に対応する誤りが生じることになる。
【０００６】従って、本発明の目的は、動作の測定確度
が改良された血液ガスパラメータの観血的測定を行なう
血液ガスパラメータ測定システムを提供することである
。
が改良された血液ガスパラメータの観血的測定を行なう
血液ガスパラメータ測定システムを提供することである
。
【０００７】
【課題を解決するための手段】本発明の第１の解決策の
概念によれば、測定システムには、下記の特徴が付与さ
れている。
概念によれば、測定システムには、下記の特徴が付与さ
れている。
【０００８】すなわち、本発明に基づく血液ガスパラメ
ータ測定システムは、（ａ） （ａ１）発生器と、（ａ
２）可制御遅延装置と、（ａ３）前記遅延装置に接続さ
れ、第１の波長の励起光を発生するために用いられる光
源が含まれている、発光装置、（ｂ） （ｂ１）血液と
イオン交換する蛍光色素を含んでおり、（ｂ２）前記蛍
光色素は、第１の波長の光によって励起状態に至るよう
になっていて、第２の波長の光の放出中に、測定される
血液ガスパラメータによって決まる時定数で、励起状態
から基底状態に戻ることになる、蛍光測定プローブ、（
ｃ） 前記第１と第２の波長の光を受信信号に変換する
ことができる受光装置、（ｄ） スイッチされるように
なっており、（ｄ１）第１のスイッチング状態では、光
源からの第１の波長の光を蛍光測定プローブに導き、ま
た、蛍光測定プローブからの第２の波長の光を受光装置
に導き、（ｄ２）その第２のスイッチング状態では、光
源からの第１の波長の光を受光装置に導く、光導装置、
（ｅ） （ｅ１）発生器の出力信号に位相ロックされた
位相基準信号と、受光装置からの受信信号が加えられ、
（ｅ２）これらの信号の位相差を表わした位相計量信号
を送り出す位相計量装置、（ｆ） （ｆ１）位相計量信
号が加えられ、（ｆ２）光導装置の第２のスイッチング
状態において、遅延装置の少なくとも２つの制御状態の
場合にはそれぞれの位相軽量信号を測定して、血液ガス
パラメータ測定システムの伝達特性を求め、（ｆ３）光
導装置の第１のスイッチング状態において、伝達特性、
位相計量信号、及び、蛍光測定プローブのためにあらか
じめ決められている、血液ガスパラメータのそれぞれの
値と時定数の関連値との相関関係に基づいて、血液ガス
パラメータの計測値を求める評価装置、から構成されて
いる。
ータ測定システムは、（ａ） （ａ１）発生器と、（ａ
２）可制御遅延装置と、（ａ３）前記遅延装置に接続さ
れ、第１の波長の励起光を発生するために用いられる光
源が含まれている、発光装置、（ｂ） （ｂ１）血液と
イオン交換する蛍光色素を含んでおり、（ｂ２）前記蛍
光色素は、第１の波長の光によって励起状態に至るよう
になっていて、第２の波長の光の放出中に、測定される
血液ガスパラメータによって決まる時定数で、励起状態
から基底状態に戻ることになる、蛍光測定プローブ、（
ｃ） 前記第１と第２の波長の光を受信信号に変換する
ことができる受光装置、（ｄ） スイッチされるように
なっており、（ｄ１）第１のスイッチング状態では、光
源からの第１の波長の光を蛍光測定プローブに導き、ま
た、蛍光測定プローブからの第２の波長の光を受光装置
に導き、（ｄ２）その第２のスイッチング状態では、光
源からの第１の波長の光を受光装置に導く、光導装置、
（ｅ） （ｅ１）発生器の出力信号に位相ロックされた
位相基準信号と、受光装置からの受信信号が加えられ、
（ｅ２）これらの信号の位相差を表わした位相計量信号
を送り出す位相計量装置、（ｆ） （ｆ１）位相計量信
号が加えられ、（ｆ２）光導装置の第２のスイッチング
状態において、遅延装置の少なくとも２つの制御状態の
場合にはそれぞれの位相軽量信号を測定して、血液ガス
パラメータ測定システムの伝達特性を求め、（ｆ３）光
導装置の第１のスイッチング状態において、伝達特性、
位相計量信号、及び、蛍光測定プローブのためにあらか
じめ決められている、血液ガスパラメータのそれぞれの
値と時定数の関連値との相関関係に基づいて、血液ガス
パラメータの計測値を求める評価装置、から構成されて
いる。
【０００９】本発明による血液ガス測定システムは、蛍
光測定プローブが放出する第２の波長の光と第１の波長
の励起光との間の移相を測定する。本発明によるシステ
ムは、自己較正を実施する。このため、評価装置は、蛍
光計量プローブが光学的にブリッジされる光導装置の第
２のスイッチング状態において、それぞれの位相計量信
号を判定する。位相計量信号に基づいて、システムの伝
達特性が求められる。引続き、評価装置は、光導装置を
第１のスイッチング状態に戻す。次に、血液ガスパラメ
ータの実際の測定値が、求められた伝達特性、実際の位
相計量信号、及び、蛍光プローブのためにあらかじめ決
められた血液ガスパラメータ値を関連時定数との相関関
係に基づいて計算される。
光測定プローブが放出する第２の波長の光と第１の波長
の励起光との間の移相を測定する。本発明によるシステ
ムは、自己較正を実施する。このため、評価装置は、蛍
光計量プローブが光学的にブリッジされる光導装置の第
２のスイッチング状態において、それぞれの位相計量信
号を判定する。位相計量信号に基づいて、システムの伝
達特性が求められる。引続き、評価装置は、光導装置を
第１のスイッチング状態に戻す。次に、血液ガスパラメ
ータの実際の測定値が、求められた伝達特性、実際の位
相計量信号、及び、蛍光プローブのためにあらかじめ決
められた血液ガスパラメータ値を関連時定数との相関関
係に基づいて計算される。
【００１０】本発明による血液ガスパラメータ測定シス
テムは、伝達チャネルの全ての値を考慮に入れて、自己
較正を実施することになる。血液ガスパラメータの測定
に関する基礎として振幅測定と対照すると、位相計量に
よって行なわれ、前記自己較正によって可能となる血液
ガスパラメータの測定は、グラスファイバの影響を受け
ない。
テムは、伝達チャネルの全ての値を考慮に入れて、自己
較正を実施することになる。血液ガスパラメータの測定
に関する基礎として振幅測定と対照すると、位相計量に
よって行なわれ、前記自己較正によって可能となる血液
ガスパラメータの測定は、グラスファイバの影響を受け
ない。
【００１１】本発明の特殊な態様において、本発明によ
る血液ガス測定システムの位相計量装置は、下記の特徴
を備えている：（ｅ３）発生器と遅延装置の間に接続さ
れて、第１の波長に対応する周波数を備えた光源に対す
る制御信号を発生するために用いられる第１の周波数分
割段；（ｅ４）発生器の下流に接続されて、第２の周波
数を備えた信号を発生するために用いられる第２の周波
数分割段；（ｅ５）前記第１の周波数の制御信号及び前
記第２の周波数の信号が加えられ、前記第１と第２の周
波数に比べて低い第３の周波数を備えた位相基準信号を
発生する第１のミクサ；（ｅ６）受光装置の下流に接続
され、前記第２の周波数の信号によって受信信号の周波
数を混合するのに用いられる第２のミクサ；（ｅ７）第
２のミクサの出力信号と位相基準信号との位相比較に基
づいて、これらの信号間の位相差を表わした位相計量信
号を発生する位相比較回路。
る血液ガス測定システムの位相計量装置は、下記の特徴
を備えている：（ｅ３）発生器と遅延装置の間に接続さ
れて、第１の波長に対応する周波数を備えた光源に対す
る制御信号を発生するために用いられる第１の周波数分
割段；（ｅ４）発生器の下流に接続されて、第２の周波
数を備えた信号を発生するために用いられる第２の周波
数分割段；（ｅ５）前記第１の周波数の制御信号及び前
記第２の周波数の信号が加えられ、前記第１と第２の周
波数に比べて低い第３の周波数を備えた位相基準信号を
発生する第１のミクサ；（ｅ６）受光装置の下流に接続
され、前記第２の周波数の信号によって受信信号の周波
数を混合するのに用いられる第２のミクサ；（ｅ７）第
２のミクサの出力信号と位相基準信号との位相比較に基
づいて、これらの信号間の位相差を表わした位相計量信
号を発生する位相比較回路。
【００１２】本発明のもう１つの態様によれば、（ｅ５
）第１のミクサは、（ｅ５．１）出力信号が方形波信号
である第１のディジタルミクサであり；（ｅ７）位相比
較回路には、下記の特徴が備わっている：（ｅ７．１）
第２のミクサの下流に接続されて、前記第３の周波数範
囲の中心周波数を備えた第１の帯域通過フィルタ；（ｅ
７．２）帯域通過フィルタの下流に接続されて、帯域通
過フィルタの出力信号を方形波信号に変換するのに用い
られる比較器；（ｅ７．３）比較器及び第１のディジタ
ルミクサの下流に接続されたＥＸＯＲゲート；（ｅ７．
４）ＥＸＯＲゲートの下流に接続されて、第１の低域フ
ィルタより低いカットオフ周波数を備えた第２の低域フ
ィルタ。
）第１のミクサは、（ｅ５．１）出力信号が方形波信号
である第１のディジタルミクサであり；（ｅ７）位相比
較回路には、下記の特徴が備わっている：（ｅ７．１）
第２のミクサの下流に接続されて、前記第３の周波数範
囲の中心周波数を備えた第１の帯域通過フィルタ；（ｅ
７．２）帯域通過フィルタの下流に接続されて、帯域通
過フィルタの出力信号を方形波信号に変換するのに用い
られる比較器；（ｅ７．３）比較器及び第１のディジタ
ルミクサの下流に接続されたＥＸＯＲゲート；（ｅ７．
４）ＥＸＯＲゲートの下流に接続されて、第１の低域フ
ィルタより低いカットオフ周波数を備えた第２の低域フ
ィルタ。
【００１３】本発明のもう１つの態様によれば、（ｃ）
受光装置には、下記の特徴が備わっている：（ｃ１）
アバランシェフォトダイオード；（ｃ２）アバランシェ
フォトダイオードの温度を測定する温度センサ；（ｃ３
）温度センサの出力信号に応答し、アバランシェフォト
ダイオードに対する供給電圧を発生する電源ユニット。
受光装置には、下記の特徴が備わっている：（ｃ１）
アバランシェフォトダイオード；（ｃ２）アバランシェ
フォトダイオードの温度を測定する温度センサ；（ｃ３
）温度センサの出力信号に応答し、アバランシェフォト
ダイオードに対する供給電圧を発生する電源ユニット。
【００１４】本発明のもう１つの態様によれば、（ｄ）
スイッチされるようになっている光導装置には、下記
の特徴が備わっている：（ｄ３）光源に連係した光学ス
イッチ；（ｄ４）受光装置に連係し、前記第１の光学ス
イッチと共に作動するようになっている第２の光学スイ
ッチ。
スイッチされるようになっている光導装置には、下記
の特徴が備わっている：（ｄ３）光源に連係した光学ス
イッチ；（ｄ４）受光装置に連係し、前記第１の光学ス
イッチと共に作動するようになっている第２の光学スイ
ッチ。
【００１５】本発明のもう１つの態様によれば、（ｄ）
この場合、光導装置には、下記の特徴が備わっている
：（ｄ５）蛍光測定プローブと受光装置の間の光路内に
配置され、光導装置の第１のスイッチング状態において
、第２の波長の光は、受光装置を照射することができる
が、第１の波長の光は、前記受光装置を照射できないよ
うにする性質を備えた光学フィルタ。
この場合、光導装置には、下記の特徴が備わっている
：（ｄ５）蛍光測定プローブと受光装置の間の光路内に
配置され、光導装置の第１のスイッチング状態において
、第２の波長の光は、受光装置を照射することができる
が、第１の波長の光は、前記受光装置を照射できないよ
うにする性質を備えた光学フィルタ。
【００１６】本発明のもう１つの態様によれば、（ａ．
２．１）前記可制御遅延装置は、前記発生器と前記光源
の間に接続されている。
２．１）前記可制御遅延装置は、前記発生器と前記光源
の間に接続されている。
【００１７】本発明のもう一つの態様によれば、（ａ．
２．２）前記可制御遅延装置は、前記受光装置と前記位
相計量装置の間に接続されている。
２．２）前記可制御遅延装置は、前記受光装置と前記位
相計量装置の間に接続されている。
【００１８】これまでに説明した本発明の第１の解決法
の概念の場合、スイッチされるようになっており、光学
スイッチによって形成することが可能な光導装置を用い
ることが必要になる。スイッチング式の光導装置が望ま
しいものとみなされない場合、後述する本発明の第２の
解決法による血液ガスパラメータ測定システムを用いる
ことができる。
の概念の場合、スイッチされるようになっており、光学
スイッチによって形成することが可能な光導装置を用い
ることが必要になる。スイッチング式の光導装置が望ま
しいものとみなされない場合、後述する本発明の第２の
解決法による血液ガスパラメータ測定システムを用いる
ことができる。
【００１９】本発明の解決法の概念によれば、血液ガス
パラメータの観血的測定を行う血液ガスパラメータ測定
システムには、下記の特徴が備わっている：（ａ） 第
１の波長の励起光を発生する第１の光源；（ｂ） 第２
の波長の励起光を発生する第２の光源；（ｃ） （ｃ１
）血液とイオン交換を行なう蛍光色素が収容されており
；（ｃ２）前記蛍光色素は、第１の波長の光によって励
起状態に至るようになっていて、第２の波長の光の放出
中に、測定される血液ガスパラメータによって決まる時
定数で、励起状態から基底状態に戻ることになる。
パラメータの観血的測定を行う血液ガスパラメータ測定
システムには、下記の特徴が備わっている：（ａ） 第
１の波長の励起光を発生する第１の光源；（ｂ） 第２
の波長の励起光を発生する第２の光源；（ｃ） （ｃ１
）血液とイオン交換を行なう蛍光色素が収容されており
；（ｃ２）前記蛍光色素は、第１の波長の光によって励
起状態に至るようになっていて、第２の波長の光の放出
中に、測定される血液ガスパラメータによって決まる時
定数で、励起状態から基底状態に戻ることになる。
【００２０】蛍光測定プローブ；（ｄ） 前記第２の波
長の光を第１の受信信号に変換することが可能な第１の
受光装置；（ｅ） 前記第１と第２の波長の光を第２の
受信信号に変換することが可能な第２の受光装置；（ｆ
） （ｆ１）第１の光源から蛍光測定プローブ及び第２
の受光装置に第１の波長の光を送り、蛍光測定プローブ
から第１の受光装置に第２の波長の光を送り；（ｆ２）
前記第２の光源から前記第１と第２の受光装置へ第２の
波長の光を送る光導装置；（ｇ） 受光装置の１つに接
続された可制御遅延装置；（ｈ） 遅延装置及び他の受
光装置の下流に接続され、加えられる信号間の位相差を
表わす位相計量信号を発生する位相計量装置；（ｉ）
（ｉ１）位相計量信号が加えられて；（ｉ２）第２の光
源が作動すると、遅延装置の少なくとも２つの制御状態
の場合において、それぞれの位相計量信号を測定して、
血液ガスパラメータ測定システムの伝達特性を求め；（
ｉ３）第１の光源が作動すると、伝達特性、位相計量信
号、及び、蛍光測定プローブのためにあらかじめ決めら
れている、血液ガスパラメータのそれぞれの値と時定数
の関連値との相関関係に基づいて、血液ガスパラメータ
の計測値を求める評価装置。
長の光を第１の受信信号に変換することが可能な第１の
受光装置；（ｅ） 前記第１と第２の波長の光を第２の
受信信号に変換することが可能な第２の受光装置；（ｆ
） （ｆ１）第１の光源から蛍光測定プローブ及び第２
の受光装置に第１の波長の光を送り、蛍光測定プローブ
から第１の受光装置に第２の波長の光を送り；（ｆ２）
前記第２の光源から前記第１と第２の受光装置へ第２の
波長の光を送る光導装置；（ｇ） 受光装置の１つに接
続された可制御遅延装置；（ｈ） 遅延装置及び他の受
光装置の下流に接続され、加えられる信号間の位相差を
表わす位相計量信号を発生する位相計量装置；（ｉ）
（ｉ１）位相計量信号が加えられて；（ｉ２）第２の光
源が作動すると、遅延装置の少なくとも２つの制御状態
の場合において、それぞれの位相計量信号を測定して、
血液ガスパラメータ測定システムの伝達特性を求め；（
ｉ３）第１の光源が作動すると、伝達特性、位相計量信
号、及び、蛍光測定プローブのためにあらかじめ決めら
れている、血液ガスパラメータのそれぞれの値と時定数
の関連値との相関関係に基づいて、血液ガスパラメータ
の計測値を求める評価装置。
【００２１】第１の解決法の概念による血液ガスパラメ
ータ測定システムとは異なり、上述の血液ガスパラメー
タ測定システムは、第１の波長で動作する第１の光源に
加え、較正のためにだけ設けられる第２の波長の励起光
を発生する第２の基準光源も備えている。血液ガスパラ
メータ測定システムの伝達特性の較正または測定のため
、前記システムの評価装置は、その光が両方の受光装置
に送られる第２の光源を作動させる。第１の解決法の概
念によるシステムとは異なり、第２の解決法の概念によ
る血液ガスパラメータ測定システムは、その可制御遅延
装置が２つの受光装置の一方の下流に接続されている。 第２の光源が作動すると、遅延装置は、２つの異なる制
御状態で制御され、２つの異なる信号遅延を実施する。 この結果、蛍光測定プローブがブリッジされている間に
、血液ガスパラメータ測定システムの伝達特性が求めら
れる。次に、評価装置は、第２の光源を停止し、第１の
光源を作動させる。遅延装置の停止状態において測定さ
れた位相計量信号に基づき、実際の血液ガスパラメータ
は、伝達特性、瞬時位相計量信号、及び、用いられる蛍
光測定プローブのために前もって決められている、血液
ガスパラメータのそれぞれの値と関連時定数との相関関
係に基づいて測定することができる。
ータ測定システムとは異なり、上述の血液ガスパラメー
タ測定システムは、第１の波長で動作する第１の光源に
加え、較正のためにだけ設けられる第２の波長の励起光
を発生する第２の基準光源も備えている。血液ガスパラ
メータ測定システムの伝達特性の較正または測定のため
、前記システムの評価装置は、その光が両方の受光装置
に送られる第２の光源を作動させる。第１の解決法の概
念によるシステムとは異なり、第２の解決法の概念によ
る血液ガスパラメータ測定システムは、その可制御遅延
装置が２つの受光装置の一方の下流に接続されている。 第２の光源が作動すると、遅延装置は、２つの異なる制
御状態で制御され、２つの異なる信号遅延を実施する。 この結果、蛍光測定プローブがブリッジされている間に
、血液ガスパラメータ測定システムの伝達特性が求めら
れる。次に、評価装置は、第２の光源を停止し、第１の
光源を作動させる。遅延装置の停止状態において測定さ
れた位相計量信号に基づき、実際の血液ガスパラメータ
は、伝達特性、瞬時位相計量信号、及び、用いられる蛍
光測定プローブのために前もって決められている、血液
ガスパラメータのそれぞれの値と関連時定数との相関関
係に基づいて測定することができる。
【００２２】もう１つの態様によれば、（ｆ） 光導装
置には、下記の特徴が備わっている：（ｆ３）第１と、
第２と、第３と、第４のＹ字形光カプラが設けられてお
り；第１のカプラは、その唯一の入力が第１の光源に接
続され；第２のカプラは、その唯一の入力が第２の光源
に接続され；第３のカプラは、その唯一の出力が第１の
受光装置に接続され；第４のカプラは、その唯一の出力
が第２の受光装置に接続され；（ｆ４）前記第１のカプ
ラの出力の一方が蛍光測定プローブに接続され；前記第
１のカプラの出力のもう一方が第４のカプラの入力の一
方に接続され；第２のカプラの出力の一方が第３のカプ
ラの出力の一方に接続され；第２のカプラのもう一方の
出力が第４のカプラのもう一方の入力に接続され；蛍光
測定プローブが第３のカプラのもう一方の入力に接続さ
れている。
置には、下記の特徴が備わっている：（ｆ３）第１と、
第２と、第３と、第４のＹ字形光カプラが設けられてお
り；第１のカプラは、その唯一の入力が第１の光源に接
続され；第２のカプラは、その唯一の入力が第２の光源
に接続され；第３のカプラは、その唯一の出力が第１の
受光装置に接続され；第４のカプラは、その唯一の出力
が第２の受光装置に接続され；（ｆ４）前記第１のカプ
ラの出力の一方が蛍光測定プローブに接続され；前記第
１のカプラの出力のもう一方が第４のカプラの入力の一
方に接続され；第２のカプラの出力の一方が第３のカプ
ラの出力の一方に接続され；第２のカプラのもう一方の
出力が第４のカプラのもう一方の入力に接続され；蛍光
測定プローブが第３のカプラのもう一方の入力に接続さ
れている。
【００２３】本発明のもう一方の態様によれば、（ｆ）
光導装置には、（ｆ４）蛍光測定プローブと第１の受
光装置の間に配置され、第２の波長の光は通過して、第
１の受光装置に当たるが、第１の波長の光は通過しない
ようにすることができるフィルターが設けられている。
光導装置には、（ｆ４）蛍光測定プローブと第１の受
光装置の間に配置され、第２の波長の光は通過して、第
１の受光装置に当たるが、第１の波長の光は通過しない
ようにすることができるフィルターが設けられている。
【００２４】本発明のもう１つの態様によれば、（ｆ）
光導装置には、（ｆ５）第２の光源と第２のＹ字形光
学カプラの間に配置され、その減衰比が、蛍光測定プロ
ーブに対する励起光の光の強さと前記蛍光測定プローブ
によって放出される蛍光の光の強さとの比に対応する光
学減衰装置が設けられている。
光導装置には、（ｆ５）第２の光源と第２のＹ字形光
学カプラの間に配置され、その減衰比が、蛍光測定プロ
ーブに対する励起光の光の強さと前記蛍光測定プローブ
によって放出される蛍光の光の強さとの比に対応する光
学減衰装置が設けられている。
【００２５】本発明のもう１つの態様によれば、（ｈ）
位相計量装置には、下記の特徴が備わっている：（ｈ
１）第１の受光装置の下流に接続された第１の帯域通過
フィルタ；（ｈ２）第２の受光装置の下流に接続された
第２の帯域通過フィルタ；（ｈ３）第１の帯域通過フィ
ルタの下流に接続された第１の比較器；（ｈ４）前記第
２の帯域通過フィルタの下流に接続され、遅延装置が接
続されている第２の比較器。
位相計量装置には、下記の特徴が備わっている：（ｈ
１）第１の受光装置の下流に接続された第１の帯域通過
フィルタ；（ｈ２）第２の受光装置の下流に接続された
第２の帯域通過フィルタ；（ｈ３）第１の帯域通過フィ
ルタの下流に接続された第１の比較器；（ｈ４）前記第
２の帯域通過フィルタの下流に接続され、遅延装置が接
続されている第２の比較器。
【００２６】本発明のもう１つの態様によれば、（ｈ）
位相計量装置には、下記の特徴が備わっている：（ｈ
５）第１の帯域通過フィルタと遅延装置の下流に接続さ
れたＥＸＯＲゲート；（ｈ６）ＥＸＯＲゲートの下流に
接続された低域フィルタ。
位相計量装置には、下記の特徴が備わっている：（ｈ
５）第１の帯域通過フィルタと遅延装置の下流に接続さ
れたＥＸＯＲゲート；（ｈ６）ＥＸＯＲゲートの下流に
接続された低域フィルタ。
【００２７】
【実施例】添付の図面に基づいて、本発明による血液ガ
スパラメータ測定システムの望ましい２つの実施例につ
いて、以下に詳述する。図面中：図１に示す、本発明の
第１の解決法の概念による血液ガスパラメータ測定シス
テムは、先行技術によって原理が明らかなタイプの蛍光
測定プローブ１から構成される。単なる例示として、出
願人が所有している欧州特許出願ＥＰ−Ａ１−０３３６
９８５及び欧州特許ＥＰ−Ｂ１−０２７９００４を引用
しているが、これら既に発表されている公告に言及する
ことで、これらの開示を本出願の開示とする。
スパラメータ測定システムの望ましい２つの実施例につ
いて、以下に詳述する。図面中：図１に示す、本発明の
第１の解決法の概念による血液ガスパラメータ測定シス
テムは、先行技術によって原理が明らかなタイプの蛍光
測定プローブ１から構成される。単なる例示として、出
願人が所有している欧州特許出願ＥＰ−Ａ１−０３３６
９８５及び欧州特許ＥＰ−Ｂ１−０２７９００４を引用
しているが、これら既に発表されている公告に言及する
ことで、これらの開示を本出願の開示とする。
【００２８】原理的には既知のように、こうした蛍光測
定プローブ１は、蛍光色素を収容したキャビティを備え
ており、半透過性隔膜を介して、前記キャビティと検査
を受ける血液とがイオン交換のためにつながる。蛍光色
素は、第１の波長の光によって励起状態にすることがで
きる。最初に説明したように、蛍光色素の励起分子は、
第２の波長の光の放出中に、測定される血液ガスパラメ
ータによって決まる時定数で、その基底状態に戻る。こ
の作用に基づき、蛍光測定プローブ１は図２に示すロー
パスの等価電気回路図と関連づけられる。
定プローブ１は、蛍光色素を収容したキャビティを備え
ており、半透過性隔膜を介して、前記キャビティと検査
を受ける血液とがイオン交換のためにつながる。蛍光色
素は、第１の波長の光によって励起状態にすることがで
きる。最初に説明したように、蛍光色素の励起分子は、
第２の波長の光の放出中に、測定される血液ガスパラメ
ータによって決まる時定数で、その基底状態に戻る。こ
の作用に基づき、蛍光測定プローブ１は図２に示すロー
パスの等価電気回路図と関連づけられる。
【００２９】血液ガスパラメータ測定システムは、第１
の波長の光で蛍光測定プローブ１の色素を励起させる発
光装置を備えており、前記発生装置が、１６ＭＨｚの発
生器２、前記発生器２の下流に接続されて、１６ＭＨｚ
の信号を２５ＫＨｚの信号に変換するために用いられる
第１の周波数分割段３、前記周波数分割段３の下流に接
続され、２５ＫＨｚ信号を０マイクロ秒、２．５マイク
ロ秒、または、３．７５マイクロ秒だけ遅延させるため
に用いられる可制御遅延回路４、前記遅延回路４及び青
のカラーに相当する第１の波長の励起光を発生するのに
用いられる青ＬＥＤ６の下流に接続されるＬＥＤ駆動回
路５から構成される。
の波長の光で蛍光測定プローブ１の色素を励起させる発
光装置を備えており、前記発生装置が、１６ＭＨｚの発
生器２、前記発生器２の下流に接続されて、１６ＭＨｚ
の信号を２５ＫＨｚの信号に変換するために用いられる
第１の周波数分割段３、前記周波数分割段３の下流に接
続され、２５ＫＨｚ信号を０マイクロ秒、２．５マイク
ロ秒、または、３．７５マイクロ秒だけ遅延させるため
に用いられる可制御遅延回路４、前記遅延回路４及び青
のカラーに相当する第１の波長の励起光を発生するのに
用いられる青ＬＥＤ６の下流に接続されるＬＥＤ駆動回
路５から構成される。
【００３０】スイッチされるようになっており、全体と
して、参照番号７が付与されている光導装置が、第１と
第２の光学スイッチ８、９、及び、光学フィルタ１０か
ら構成される。前記第１と第２の光学スイッチ８、９の
第１のスイッチング状態において、青ＬＥＤ６によって
放出され、グラスファイバ１１を介して第１の光学スイ
ッチ８に加えられる第１の波長の励起光は、第２のグラ
スファイバ１２に結合されて、光学フィルタ１０に通さ
れ、蛍光プローブ１に接続された第３のグラスファイバ
１３に結合される。青の励起光によって励起されると、
前記プローブ１から赤い光が放出され、第３のグラスフ
ァイバ１３を介して光学フィルタ１０に送られ、前記光
学フィルタ１０を介して、第２の光学スイッチ９に接続
された第４のグラスファイバに結合される。前記第２の
光学スイッチ９を介して、センサ１から生じる赤い光が
第５のグラスファイバ１５に結合され、前記第５のグラ
スファイバによって、前記赤い光がアバランシェフォト
ダイオード１６に送られる。
して、参照番号７が付与されている光導装置が、第１と
第２の光学スイッチ８、９、及び、光学フィルタ１０か
ら構成される。前記第１と第２の光学スイッチ８、９の
第１のスイッチング状態において、青ＬＥＤ６によって
放出され、グラスファイバ１１を介して第１の光学スイ
ッチ８に加えられる第１の波長の励起光は、第２のグラ
スファイバ１２に結合されて、光学フィルタ１０に通さ
れ、蛍光プローブ１に接続された第３のグラスファイバ
１３に結合される。青の励起光によって励起されると、
前記プローブ１から赤い光が放出され、第３のグラスフ
ァイバ１３を介して光学フィルタ１０に送られ、前記光
学フィルタ１０を介して、第２の光学スイッチ９に接続
された第４のグラスファイバに結合される。前記第２の
光学スイッチ９を介して、センサ１から生じる赤い光が
第５のグラスファイバ１５に結合され、前記第５のグラ
スファイバによって、前記赤い光がアバランシェフォト
ダイオード１６に送られる。
【００３１】光学マルチプレクサとみなすことも可能な
光学フィルタ１０によって、第２のグラスファイバ１２
の青の光（第１の波長）が第４のグラスファイバ１４に
結合するのが妨げられ、光学短絡が防止されるようにな
っている。
光学フィルタ１０によって、第２のグラスファイバ１２
の青の光（第１の波長）が第４のグラスファイバ１４に
結合するのが妨げられ、光学短絡が防止されるようにな
っている。
【００３２】アバランシェフォトダイオード１６は、そ
の下流に前置増幅器１７が接続されており、該増幅器に
後続して、ミクサ１８が設けられている。ミクサ１８の
出力には、中心周波数が３０Ｈｚで、積分増幅段が設け
られた第１の帯域通過フィルタ１９が接続されており、
前記帯域通過フィルタの出力は、比較器２０の入力に接
続され、該比較器は、加えられる正弦信号を方形波信号
に変換する。
の下流に前置増幅器１７が接続されており、該増幅器に
後続して、ミクサ１８が設けられている。ミクサ１８の
出力には、中心周波数が３０Ｈｚで、積分増幅段が設け
られた第１の帯域通過フィルタ１９が接続されており、
前記帯域通過フィルタの出力は、比較器２０の入力に接
続され、該比較器は、加えられる正弦信号を方形波信号
に変換する。
【００３３】１６ＭＨｚの発生器２には、第２の周波数
分割段２３が接続されていて、１６ＭＨｚの信号が加え
られると２４．９７ＫＨｚの信号に変換し、前記２４．
９７ＫＨｚの信号は、一方では、出力がミクサ１８に接
続されている正弦整形装置２４に加えられ、もう一方で
はディジタルミクサ２５の２つの入力の一方に加えられ
る。ディジタルミクサ２５のもう一方の入力は、可制御
遅延回路４の非遅延出力に接続されている。ディジタル
ミクサ２５は、その出力側から３０Ｈｚの方形波の位相
基準信号を送り出す。
分割段２３が接続されていて、１６ＭＨｚの信号が加え
られると２４．９７ＫＨｚの信号に変換し、前記２４．
９７ＫＨｚの信号は、一方では、出力がミクサ１８に接
続されている正弦整形装置２４に加えられ、もう一方で
はディジタルミクサ２５の２つの入力の一方に加えられ
る。ディジタルミクサ２５のもう一方の入力は、可制御
遅延回路４の非遅延出力に接続されている。ディジタル
ミクサ２５は、その出力側から３０Ｈｚの方形波の位相
基準信号を送り出す。
【００３４】ディジタルミクサ２５の出力及び比較器２
０の出力は、ＥＸＯＲゲートの２つの入力に接続され、
該ゲートの出力は、カットオフ周波数が１００Ｈｚで、
従って、その出力には電圧Ｕｏｕｔが印加される第２の
低域フィルタ２７の入力に接続されており、前記電圧は
、比較器２０の出力信号とディジタルミクサ２５によっ
て生じる位相基準信号との間における移相に比例する。
０の出力は、ＥＸＯＲゲートの２つの入力に接続され、
該ゲートの出力は、カットオフ周波数が１００Ｈｚで、
従って、その出力には電圧Ｕｏｕｔが印加される第２の
低域フィルタ２７の入力に接続されており、前記電圧は
、比較器２０の出力信号とディジタルミクサ２５によっ
て生じる位相基準信号との間における移相に比例する。
【００３５】第２の低域フィルタ２７の出力は、マイク
ロ制御器２８の入力に接続されている（不図示のＡ／Ｄ
変換器を介して）マイクロ制御器２８の表示出力は、表
示装置２９に接続されている。マイクロ制御器２８は、
制御ライン３０、３１を介して第１と第２の光学スイッ
チ８、９を作動させる。付加制御ライン３２を介して、
マイクロ制御器２８は、可制御遅延回路４を作動させ、
遅延時間０マイクロ秒、２．５マイクロ秒、または、３
．７５マイクロ秒の選択を行なう。
ロ制御器２８の入力に接続されている（不図示のＡ／Ｄ
変換器を介して）マイクロ制御器２８の表示出力は、表
示装置２９に接続されている。マイクロ制御器２８は、
制御ライン３０、３１を介して第１と第２の光学スイッ
チ８、９を作動させる。付加制御ライン３２を介して、
マイクロ制御器２８は、可制御遅延回路４を作動させ、
遅延時間０マイクロ秒、２．５マイクロ秒、または、３
．７５マイクロ秒の選択を行なう。
【００３６】マイクロ制御器２８は、血液ガスパラメー
タ測定システムを測定状態にスイッチする前に、前記シ
ステムを較正状態にスイッチして、該システムの伝達特
性を求める。このため、２つの光学スイッチ８、９が作
動すると、第１のグラスファイバ１１からの光が接続グ
ラスファイバ３２を介して第５のグラスファイバ１５に
結合され、蛍光測定プローブ１をバイパスして、アバラ
ンシェフォトダイオード１６によって直接検出されるこ
とになる。この状態において、マイクロ制御器２８は、
可制御遅延回路４によって、入力信号が第１の遅延時間
２．５マイクロ秒または第２の遅延時間３．７５マイク
ロ秒だけ遅延させられるようにする。これらの遅延は、
図４において、それぞれ、位相角 ｐｈｉ １ 及び
ｐｈｉ ２ で示されている。 第２の低域フィルタ２７の出力における電圧Ｕｏｕｔは
、前記位相のそれぞれに対応し、前記電圧ポイントは、
Ｕ１、Ｕ２で示されている。これらの測定ポイントに基
づき、マイクロ制御器２８は、システム全体の伝達特性
を測定する。
タ測定システムを測定状態にスイッチする前に、前記シ
ステムを較正状態にスイッチして、該システムの伝達特
性を求める。このため、２つの光学スイッチ８、９が作
動すると、第１のグラスファイバ１１からの光が接続グ
ラスファイバ３２を介して第５のグラスファイバ１５に
結合され、蛍光測定プローブ１をバイパスして、アバラ
ンシェフォトダイオード１６によって直接検出されるこ
とになる。この状態において、マイクロ制御器２８は、
可制御遅延回路４によって、入力信号が第１の遅延時間
２．５マイクロ秒または第２の遅延時間３．７５マイク
ロ秒だけ遅延させられるようにする。これらの遅延は、
図４において、それぞれ、位相角 ｐｈｉ １ 及び
ｐｈｉ ２ で示されている。 第２の低域フィルタ２７の出力における電圧Ｕｏｕｔは
、前記位相のそれぞれに対応し、前記電圧ポイントは、
Ｕ１、Ｕ２で示されている。これらの測定ポイントに基
づき、マイクロ制御器２８は、システム全体の伝達特性
を測定する。
【００３７】伝達特性の測定がすむと、マイクロ制御器
２８は、可制御遅延回路４に制御を加え、前記遅延回路
が、入力信号を遅延させずに、通すようにさせる。さら
に、マイクロ制御器２８は、第１と第２の光学スイッチ
８、９を図１に示す第１のスイッチング状態にスイッチ
する。
２８は、可制御遅延回路４に制御を加え、前記遅延回路
が、入力信号を遅延させずに、通すようにさせる。さら
に、マイクロ制御器２８は、第１と第２の光学スイッチ
８、９を図１に示す第１のスイッチング状態にスイッチ
する。
【００３８】この状態において、青の励起光が周期的に
センサ１に作用するが、青のＬＥＤ６の励起電圧につい
ては、図３に参照番号Ｕａで示されている。
センサ１に作用するが、青のＬＥＤ６の励起電圧につい
ては、図３に参照番号Ｕａで示されている。
【００３９】既述のように、位相遅延 ｐｈｉ はセン
サ１が放出する蛍光赤色光と、青の励起光の間で生じる
が、前記位相遅延 ｐｈｉ は、図３に示され、前置増
幅器１７の内部にある高い価の測定抵抗器の両端間にお
ける電圧を表わした電圧曲線Ｕｂから明らかになる。
サ１が放出する蛍光赤色光と、青の励起光の間で生じる
が、前記位相遅延 ｐｈｉ は、図３に示され、前置増
幅器１７の内部にある高い価の測定抵抗器の両端間にお
ける電圧を表わした電圧曲線Ｕｂから明らかになる。
【００４０】図４から分るように、マイクロ制御器は、
伝達特性を用いて、低域フィルタ２７の瞬時出力電圧Ｕ
ｉに基づく位相測定値 ｐｈｉ を求め、血液ガスパラ
メータ値については、記憶されているテーブル、または
、血液ガスパラメータと、用いられる蛍光測定プローブ
１に対する時定数との相関関係を表わしたアルゴリズム
によって、前記位相測定値に基づいて求められる。
伝達特性を用いて、低域フィルタ２７の瞬時出力電圧Ｕ
ｉに基づく位相測定値 ｐｈｉ を求め、血液ガスパラ
メータ値については、記憶されているテーブル、または
、血液ガスパラメータと、用いられる蛍光測定プローブ
１に対する時定数との相関関係を表わしたアルゴリズム
によって、前記位相測定値に基づいて求められる。
【００４１】図５に示された本発明の第２の解決法の概
念による血液ガスパラメータ測定システムは、第１の実
施例の上述の蛍光測定プローブ１に対応する蛍光測定プ
ローブ４０から構成される。
念による血液ガスパラメータ測定システムは、第１の実
施例の上述の蛍光測定プローブ１に対応する蛍光測定プ
ローブ４０から構成される。
【００４２】２５ＫＨＺの発生器４１が、第１と第２の
ＬＥＤ駆動回路４２、４３を制御する。
ＬＥＤ駆動回路４２、４３を制御する。
【００４３】第１のＬＥＤ駆動回路４２には、第１の波
長の光を発生する第１の青のＬＥＤ４４が接続されてお
り、蛍光測定プローブ４０を励起させることが可能にな
っている。第２のＬＥＤ駆動回路４３には、第２の波長
の光を発生する第２の赤色基準ＬＥＤ４５が接続されて
いるが、前記波長は、蛍光測定プローブ４０が放出する
赤い蛍光の波長に対応する。
長の光を発生する第１の青のＬＥＤ４４が接続されてお
り、蛍光測定プローブ４０を励起させることが可能にな
っている。第２のＬＥＤ駆動回路４３には、第２の波長
の光を発生する第２の赤色基準ＬＥＤ４５が接続されて
いるが、前記波長は、蛍光測定プローブ４０が放出する
赤い蛍光の波長に対応する。
【００４４】該システムは、第１のアバランシェフォト
ダイオード４６と第２のＰＩＮフォトダイオード４７か
ら構成される。２つのＬＥＤ４４、４５、蛍光測定プロ
ーブ４０、及び、２つのフォトダイオード４６、４７は
、全体が参照番号４８で示された光導装置によって光学
的に接続されている。光導装置は、第１、第２、第３、
及び第４のＹ字形光学カプラ４９、５０、５１、５２か
ら構成される。第１のカプラ４９は、入力が青のＬＥＤ
４４に結合されている。第２のカプラ５０は、入力が、
減衰装置５３を介して赤色基準ＬＥＤ４５に結合されて
いる。第３のカプラ５１は、出力が第１のアバランシェ
フォトダイオード４６に接続され、一方、第２のカプラ
５２は、出力側が第２のＰＩＮフォトダイオード４７に
接続されている。
ダイオード４６と第２のＰＩＮフォトダイオード４７か
ら構成される。２つのＬＥＤ４４、４５、蛍光測定プロ
ーブ４０、及び、２つのフォトダイオード４６、４７は
、全体が参照番号４８で示された光導装置によって光学
的に接続されている。光導装置は、第１、第２、第３、
及び第４のＹ字形光学カプラ４９、５０、５１、５２か
ら構成される。第１のカプラ４９は、入力が青のＬＥＤ
４４に結合されている。第２のカプラ５０は、入力が、
減衰装置５３を介して赤色基準ＬＥＤ４５に結合されて
いる。第３のカプラ５１は、出力が第１のアバランシェ
フォトダイオード４６に接続され、一方、第２のカプラ
５２は、出力側が第２のＰＩＮフォトダイオード４７に
接続されている。
【００４５】第１のカプラ４９の出力の一方は、光学フ
ィルタ５４を介して蛍光測定プローブ４０に接続されて
いる。 前記カプラ４９のもう一方の出力は、第４のカプラ５２
の入力に接続されている。第２のカプラ５０の出力の一
方は、第３のカプラ５１の入力の一方に接続されており
、前記第２のカプラ５０のもう一方の出力は、第４のカ
プラのもう一方の入力に接続されている。蛍光測定プロ
ーブは、光学フィルタ５４を介して第３のカプラ５１の
もう一方の入力に接続されている。
ィルタ５４を介して蛍光測定プローブ４０に接続されて
いる。 前記カプラ４９のもう一方の出力は、第４のカプラ５２
の入力に接続されている。第２のカプラ５０の出力の一
方は、第３のカプラ５１の入力の一方に接続されており
、前記第２のカプラ５０のもう一方の出力は、第４のカ
プラのもう一方の入力に接続されている。蛍光測定プロ
ーブは、光学フィルタ５４を介して第３のカプラ５１の
もう一方の入力に接続されている。
【００４６】従って、青のＬＥＤ４４からの光は、光導
装置４８を介して、蛍光測定プローブ４０と第２のＰＩ
Ｎフォトダイオード４７に送られる。
装置４８を介して、蛍光測定プローブ４０と第２のＰＩ
Ｎフォトダイオード４７に送られる。
【００４７】基準ＬＥＤ４５からの赤い光は、前記光導
装置４８を介して、第１のフォトダイオード４６にも、
第２のフォトダイオード４７にも送られる。
装置４８を介して、第１のフォトダイオード４６にも、
第２のフォトダイオード４７にも送られる。
【００４８】２つのフォトダイオード４６、４７には、
前置増幅器５５、５６が後続し、さらに、該増幅器には
、それぞれ、その中間周波数が発生器４１の周波数に対
応する、第１の帯域通過フィルタ５７が後続している。 帯域通過フィルタ５７、５８には、第１と第２の比較器
５９、６０が後続している。第２の比較器には、可制御
遅延回路６１が接続されている。第１の比較器の出力及
び可制御遅延回路６１の出力は、ＥＸＯＲゲート６２の
入力に接続されており、該ゲートの出力側は、カット・
オフ周波数が１００Ｈｚの低域フィルタ６３を介してマ
イクロ制御器６４に接続されている。 マイクロ制御器６４は、出力側が表示手段６５に接続さ
れている。
前置増幅器５５、５６が後続し、さらに、該増幅器には
、それぞれ、その中間周波数が発生器４１の周波数に対
応する、第１の帯域通過フィルタ５７が後続している。 帯域通過フィルタ５７、５８には、第１と第２の比較器
５９、６０が後続している。第２の比較器には、可制御
遅延回路６１が接続されている。第１の比較器の出力及
び可制御遅延回路６１の出力は、ＥＸＯＲゲート６２の
入力に接続されており、該ゲートの出力側は、カット・
オフ周波数が１００Ｈｚの低域フィルタ６３を介してマ
イクロ制御器６４に接続されている。 マイクロ制御器６４は、出力側が表示手段６５に接続さ
れている。
【００４９】第１の制御ラインを介して、マイクロ制御
器６４は、遅延時間０、２．５、及び、３．７５マイク
ロ秒の選択を制御するが；これらは、遅延回路６１が加
えられる信号を遅延させる時間である。第３と第４の制
御ライン６７、６８を介して、マイクロ制御器６４は、
第１のＬＥＤ駆動回路４２と第２のＬＥＤ駆動回路４３
のいずれかを作動させる。
器６４は、遅延時間０、２．５、及び、３．７５マイク
ロ秒の選択を制御するが；これらは、遅延回路６１が加
えられる信号を遅延させる時間である。第３と第４の制
御ライン６７、６８を介して、マイクロ制御器６４は、
第１のＬＥＤ駆動回路４２と第２のＬＥＤ駆動回路４３
のいずれかを作動させる。
【００５０】該システムの伝達特性を求める場合、マイ
クロ制御器６４は、まず、第２のＬＥＤ駆動回路４３を
作動させて、フォトダイオード４６、４７の両方に、等
位相モードで第２の波長の光が照射されるようにする。 遅延回路６１によって生じる十分な遅延によって、第１
の実施例に対応するやり方で特性が求められ、次にマイ
クロ制御器６４に記憶される。
クロ制御器６４は、まず、第２のＬＥＤ駆動回路４３を
作動させて、フォトダイオード４６、４７の両方に、等
位相モードで第２の波長の光が照射されるようにする。 遅延回路６１によって生じる十分な遅延によって、第１
の実施例に対応するやり方で特性が求められ、次にマイ
クロ制御器６４に記憶される。
【００５１】引続き、第２のＬＥＤ駆動回路４３が、停
止し、第１のＬＥＤ駆動回路４２が作動する。マイクロ
制御器は、低域フィルタ６３の出力電圧、あらかじめ決
められた特性、及び、血液ガスパラメータのさまざまな
値と、用いられる蛍光測定プローブに対して前もって決
められた関連時定数との相関関係に基づいて、実際の血
液ガスパラメータ値を求める。
止し、第１のＬＥＤ駆動回路４２が作動する。マイクロ
制御器は、低域フィルタ６３の出力電圧、あらかじめ決
められた特性、及び、血液ガスパラメータのさまざまな
値と、用いられる蛍光測定プローブに対して前もって決
められた関連時定数との相関関係に基づいて、実際の血
液ガスパラメータ値を求める。
【００５２】
【発明の効果】本発明による血液ガス測定システムは、
蛍光測定プローブが放出する第２の波長の光と第１の波
長の励起光との間の移相を測定する。本発明によるシス
テムは、自己較正を実施する。このため、評価装置は、
蛍光計量プローブが光学的にブリッジされる光導装置の
第２のスイッチング状態において、それぞれの位相計量
信号を判定する。位相計量信号に基づいて、システムの
伝達特性が求められる。引続き、評価装置は、光導装置
を第１のスイッチング状態に戻す。次に、血液ガスパラ
メータの実際の測定値が、求められた伝達特性、実際の
位相計量信号、及び、蛍光プローブのためにあらかじめ
決められた血液ガスパラメータ値を関連時定数との相関
関係に基づいて計算される。
蛍光測定プローブが放出する第２の波長の光と第１の波
長の励起光との間の移相を測定する。本発明によるシス
テムは、自己較正を実施する。このため、評価装置は、
蛍光計量プローブが光学的にブリッジされる光導装置の
第２のスイッチング状態において、それぞれの位相計量
信号を判定する。位相計量信号に基づいて、システムの
伝達特性が求められる。引続き、評価装置は、光導装置
を第１のスイッチング状態に戻す。次に、血液ガスパラ
メータの実際の測定値が、求められた伝達特性、実際の
位相計量信号、及び、蛍光プローブのためにあらかじめ
決められた血液ガスパラメータ値を関連時定数との相関
関係に基づいて計算される。
【００５３】このように、本発明による血液ガスパラメ
ータ測定システムは、伝達チャネルの全ての値を考慮に
入れて、自己較正を実施することになる。血液ガスパラ
メータの測定に関する基礎として振幅測定と対照すると
、位相計量によって行なわれ、前記自己較正によって可
能となる血液ガスパラメータの測定は、グラスファイバ
の影響を受けない。
ータ測定システムは、伝達チャネルの全ての値を考慮に
入れて、自己較正を実施することになる。血液ガスパラ
メータの測定に関する基礎として振幅測定と対照すると
、位相計量によって行なわれ、前記自己較正によって可
能となる血液ガスパラメータの測定は、グラスファイバ
の影響を受けない。
【図１】第１の解決概念に基づく本発明による血液ガス
パラメータ測定システムの一実施例のブロック図である
。
パラメータ測定システムの一実施例のブロック図である
。
【図２】図１によるシステムで用いられる蛍光色素測定
プローブの好適な電子回路図である。
プローブの好適な電子回路図である。
【図３】蛍光色素測定プローブを励起するための光源を
制御するための入力電圧と蛍光色素測定プローブにより
発光される光を受光する受光装置の出力電圧の時間曲線
を示している。
制御するための入力電圧と蛍光色素測定プローブにより
発光される光を受光する受光装置の出力電圧の時間曲線
を示している。
【図４】図１によるシステムの評価装置によりシステム
の特性の判定を説明するための電圧移相図である。
の特性の判定を説明するための電圧移相図である。
【図５】第２の解決概念に基づく本発明による血液ガス
パラメータ測定システムの一実施例のブロック図である
。
パラメータ測定システムの一実施例のブロック図である
。
１ センサ
２ １６ＭＨｚ発生器
３ 第１の周波数分割段
４ 可制御遅延回路
５ ＬＥＤ駆動回路
６ ＬＥＤ
７ 光導装置
８，９ 光学スイッチ
１０ 光学フィルタ
１２，１３，１４，１５ グラスファイバ１６ ア
バランシェフォトダイオード１７ 前置増幅器 １８ ミクサ １９ 帯域通過フィルタ ２０ 比較器 ２２ ＡＰＤ電源 ２３ 第２の周波数分割段 ２４ 正弦整形装置 ２５ ディジタルミクサ ２６ ＥＸＯＲゲート ２７ 低域フィルタ ２８ マイクロ制御器 ２９ 表示装置 ３０，３１，３２ グラスファイバ
バランシェフォトダイオード１７ 前置増幅器 １８ ミクサ １９ 帯域通過フィルタ ２０ 比較器 ２２ ＡＰＤ電源 ２３ 第２の周波数分割段 ２４ 正弦整形装置 ２５ ディジタルミクサ ２６ ＥＸＯＲゲート ２７ 低域フィルタ ２８ マイクロ制御器 ２９ 表示装置 ３０，３１，３２ グラスファイバ
Claims (1)
- 【請求項１】（ａ） （ａ１）発生器と、（ａ２）可制
御遅延装置と、（ａ３）前記遅延装置に接続され、第１
の波長の励起光を発生するために用いられる光源が含ま
れている、発光装置、（ｂ） （ｂ１）血液とイオン交
換する蛍光色素を含んでおり、（ｂ２）前記蛍光色素は
、第１の波長の光によって励起状態に至るようになって
いて、第２の波長の光の放出中に、測定される血液ガス
パラメータによって決まる時定数で、励起状態から基底
状態に戻ることになる、蛍光測定プローブ、（ｃ） 前
記第１と第２の波長の光を受信信号に変換することがで
きる受光装置、（ｄ） スイッチされるようになってお
り、（ｄ１）第１のスイッチング状態では、光源からの
第１の波長の光を蛍光測定プローブに導き、また、蛍光
測定プローブからの第２の波長の光を受光装置に導き、
（ｄ２）その第２のスイッチング状態では、光源からの
第１の波長の光を受光装置に導く、光導装置、（ｅ）
（ｅ１）発生器の出力信号に位相ロックされた位相基準
信号と、受光装置からの受信信号が加えられ、（ｅ２）
これらの信号の位相差を表わした位相計量信号を送り出
す位相計量装置、（ｆ） （ｆ１）位相計量信号が加え
られ、（ｆ２）光導装置の第２のスイッチング状態にお
いて、遅延装置の少なくとも２つの制御状態の場合には
それぞれの位相軽量信号を測定して、血液ガスパラメー
タ測定システムの伝達特性を求め、（ｆ３）光導装置の
第１のスイッチング状態において、伝達特性、位相計量
信号、及び、蛍光測定プローブのためにあらかじめ決め
られている、血液ガスパラメータのそれぞれの値と時定
数の関連値との相関関係に基づいて、血液ガスパラメー
タの計測値を求める評価装置、から成ることを特徴とす
る血液ガスパラメータ測定システム。
Applications Claiming Priority (2)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| EP90107850A EP0453599A1 (en) | 1990-04-25 | 1990-04-25 | A blood gas parameter measuring system |
| AT90107850.1 | 1990-04-25 |
Publications (1)
| Publication Number | Publication Date |
|---|---|
| JPH04230835A true JPH04230835A (ja) | 1992-08-19 |
Family
ID=8203911
Family Applications (1)
| Application Number | Title | Priority Date | Filing Date |
|---|---|---|---|
| JP3088405A Pending JPH04230835A (ja) | 1990-04-25 | 1991-04-19 | 血液ガスパラメータ測定システム |
Country Status (3)
| Country | Link |
|---|---|
| US (1) | US5184618A (ja) |
| EP (1) | EP0453599A1 (ja) |
| JP (1) | JPH04230835A (ja) |
Cited By (1)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| JP4807758B2 (ja) * | 2004-07-27 | 2011-11-02 | プリシセンス エイ／エス | サンプルによって光信号に誘起される位相ずれを測定する方法および装置 |
Families Citing this family (10)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| US5456251A (en) | 1988-08-26 | 1995-10-10 | Mountpelier Investments, S.A. | Remote sensing tonometric catheter apparatus and method |
| US5284139A (en) * | 1991-12-30 | 1994-02-08 | Abbot Laboratories | Hemometrix temperature compensation |
| US5792050A (en) * | 1992-07-06 | 1998-08-11 | Alam; Mary K. | Near-infrared noninvasive spectroscopic determination of pH |
| US5355880A (en) * | 1992-07-06 | 1994-10-18 | Sandia Corporation | Reliable noninvasive measurement of blood gases |
| US5462879A (en) * | 1993-10-14 | 1995-10-31 | Minnesota Mining And Manufacturing Company | Method of sensing with emission quenching sensors |
| GB2287533B (en) * | 1994-03-08 | 1998-09-16 | Hitachi Maxell | Fluorescent detecting apparatus and method |
| US5628310A (en) | 1995-05-19 | 1997-05-13 | Joseph R. Lakowicz | Method and apparatus to perform trans-cutaneous analyte monitoring |
| US8330124B2 (en) * | 2008-09-19 | 2012-12-11 | Mitsui Engineering & Shipbuilding Co., Ltd. | Fluorescence detection device using intensity-modulated laser light and fluorescence detection method |
| WO2011020983A2 (en) * | 2009-06-30 | 2011-02-24 | Marshalls Of Cambridge Aerospace Limited | Measurement of fluid concentration |
| US9131881B2 (en) | 2012-04-17 | 2015-09-15 | Masimo Corporation | Hypersaturation index |
Family Cites Families (13)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| US4201222A (en) * | 1977-08-31 | 1980-05-06 | Thomas Haase | Method and apparatus for in vivo measurement of blood gas partial pressures, blood pressure and blood pulse |
| US5125404A (en) * | 1985-03-22 | 1992-06-30 | Massachusetts Institute Of Technology | Apparatus and method for obtaining spectrally resolved spatial images of tissue |
| AT390145B (de) * | 1986-01-27 | 1990-03-26 | Avl Verbrennungskraft Messtech | Verfahren zur bestimmung der konzentration von in einer substanz enthaltenen stoffen, insbesondere von sauerstoff |
| US4895156A (en) * | 1986-07-02 | 1990-01-23 | Schulze John E | Sensor system using fluorometric decay measurements |
| US4861727A (en) * | 1986-09-08 | 1989-08-29 | C. R. Bard, Inc. | Luminescent oxygen sensor based on a lanthanide complex |
| US5120510A (en) * | 1986-10-10 | 1992-06-09 | Minnesota Mining And Manufacturing Company | Sensor and method for sensing the concentration of a component in a medium |
| EP0329297A3 (en) * | 1988-02-16 | 1990-12-05 | Medex, Inc. | Method and apparatus for measuring partial pressure of oxygen in a fluid |
| EP0336984B1 (en) * | 1988-04-09 | 1990-12-27 | Hewlett-Packard GmbH | Measuring probe |
| US5127077A (en) * | 1988-07-25 | 1992-06-30 | Abbott Laboratories | Fiber-optic physiological probes |
| AU614649B2 (en) * | 1988-07-25 | 1991-09-05 | Abbott Laboratories | Optical fiber distribution system for an optical fiber sensor |
| AT393326B (de) * | 1988-08-02 | 1991-09-25 | Avl Verbrennungskraft Messtech | Indikatorsubstanz fuer eine messvorrichtung zur optischen bestimmung interessierender parameter einer probe und messverfahren dafuer |
| DK493789A (da) * | 1988-10-07 | 1990-04-08 | Medex Inc | Oxygensensor |
| US5127405A (en) * | 1990-02-16 | 1992-07-07 | The Boc Group, Inc. | Biomedical fiber optic probe with frequency domain signal processing |
-
1990
- 1990-04-25 EP EP90107850A patent/EP0453599A1/en not_active Withdrawn
-
1991
- 1991-01-23 US US07/645,595 patent/US5184618A/en not_active Expired - Fee Related
- 1991-04-19 JP JP3088405A patent/JPH04230835A/ja active Pending
Cited By (1)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| JP4807758B2 (ja) * | 2004-07-27 | 2011-11-02 | プリシセンス エイ／エス | サンプルによって光信号に誘起される位相ずれを測定する方法および装置 |
Also Published As
| Publication number | Publication date |
|---|---|
| US5184618A (en) | 1993-02-09 |
| EP0453599A1 (en) | 1991-10-30 |
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