JPH08299286A - 自己給電式インターフェイス回路 - Google Patents
自己給電式インターフェイス回路Info
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- JPH08299286A JPH08299286A JP7303175A JP30317595A JPH08299286A JP H08299286 A JPH08299286 A JP H08299286A JP 7303175 A JP7303175 A JP 7303175A JP 30317595 A JP30317595 A JP 30317595A JP H08299286 A JPH08299286 A JP H08299286A
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Abstract
モニタにインターフェイスするための自己給電式インタ
ーフェイス回路を提供する。 【解決手段】 患者モニタにより発生される励起電力信
号を受信し、それからインターフェイス回路の電気的な
構成要素により使用される未調整供給電圧と調整された
供給電圧とを取り出す電源回路を有する。半導体トラン
スデューサ用の適切なセンサ励起信号が電源回路により
発生される。トランスデューサ・センサにより発生され
るセンサ出力信号を受信するための受信回路を有するこ
ともできる。スケーリング回路は、その信号を、センサ
により検知される生理学的な条件および患者モニタによ
り発生される励起電力信号に比例するパラメータ信号に
スケーリングする。必要に応じて、トランスデューサ・
センサを患者モニタから電気的に絶縁するための絶縁回
路をさらに有する。
Description
生理学的パラメータを測定するためのシステムに関し、
特に、本発明は、トランスデューサのセンサを患者の生
命信号モニタへ安全にインターフェイスするための自己
給電式インターフェイス回路を指向するものである。
の基礎たる米国特許出願第08/342,498号(1
994年11月21日出願)の明細書の記載に基づくも
のであって、当該米国特許出願の番号を参照することに
よって当該米国特許出願の明細書の記載内容が本明細書
の一部分を構成するものとする。
患者の体内空洞に存在する種々の生理学的条件をモニタ
する必要がある。これらの生理学的条件は、代表的に
は、圧力、温度、流体の流量のような物理的性質のもの
であり、患者の状態に関しての重要な情報を医師あるい
は医療技術者に提供する。これらの種類のパラメータが
測定されモニタされる様子は、安全、正確で、かつ信頼
性がなければならないということは明らかである。
用されている装置の1つが血圧トランスデューサであ
る。血圧トランスデューサは患者の血圧の大きさを検知
し、そしてそれをその大きさを表わす電気信号に変換す
る。この電気信号は、患者の血圧の大きさを表示し、記
録し、あるいはモニタする生命信号モニタに供給され
る。
トーン・ブリッジ型の回路配置内に接続された圧電抵抗
素子に機械的に結合された圧力応答ダイアフラムを具備
していた。ダイアフラムが(動脈系あるいは静脈系内の
ような)体内空洞と流体的に連通して配置されたとき、
ダイアフラムの圧力による変形により抵抗性素子が伸張
される(あるいは方向によっては圧縮される)。既知の
原理によれば、これによって素子の抵抗は加わった圧力
に比例するような形態で変わる。従って、加わった圧力
の大きさは、(通常は電圧の形態の)励起電力信号をホ
イートストーン・ブリッジ回路の入力端子に加え、そし
てそれと同時にそのブリッジの出力信号をモニタするこ
とにより検出することができる。その信号の大きさは、
オームの法則に従って、ブリッジの抵抗の変化量を反映
している。
デューサ・センサのホイートストーン・ブリッジの部分
を生命信号モニタ内に含まれるトランスデューサ増幅器
回路に接続する。この増幅器回路は、励起電力信号をホ
イートストーン・ブリッジ回路に供給し、同時にそのブ
リッジの出力信号をモニタする。励起電力信号は代表的
には電圧の形態であり、モニタの種類と製造者に依存し
て、大きさとフォーマットを、時間と共に変化し(正弦
波、方形の波形あるいはパルス)、および時間とは独立
して(DC)変えることができる。
ンスデューサが動作する原理によれば、大抵の患者のモ
ニタのトランスデューサ増幅器回路は励起電力信号の大
きさに比例し、また検知された圧力の大きさに比例する
センサ出力信号を得るように設計されている。種々のモ
ニタによって異なる大きさおよび/または周波数の励起
電力信号を供給するので、基準の比例定数が開発されて
いる。これらの比例定数の基準によれば、どのセンサ
も、比例定数の基準に合うようにも校正されているいず
れの患者のモニタとの使用に対しても容易に適合するこ
とができる。
れる。血圧トランスデューサは種々の製造者による患者
モニタと交換可能に使用できる。したがって、医療従事
者は特定のモニタと共に使用するための特定のトランス
デューサを選択する必要がない。さらに、既存の患者モ
ニタにおける病院の投資がそのまま維持され、それによ
りコストを減らすことになる。その結果として、これら
の比例性の基準に合致する生命信号モニタは医療環境に
おいてほとんど普遍的に受け入れられている。
圧トランスデューサおよびモニタとそれに伴って発展し
てきた規格とは問題がないわけではない。例えば、これ
らのシステムで使用されるセンサは一般に患者の体外に
配置され、流体で満たされたカテーテル・ラインを介し
て体内空洞との間で流体の連通がなされている。体内空
洞内の圧力の変化は、ついで流体の充填されたカテーテ
ル・ラインによりダイアフラムに間接的に伝えられる。
したがって、そのようなシステムの精度は静水圧の変化
および流体カラムと関連する他の矛盾することがらによ
り影響を受ける。
使用する小型化(ミニチュア化)されたセンサが開発さ
れている。これらの種類のトランスデューサ・センサ
は、非常に精度が高く、高価でなく、かつ一般にシリコ
ンのダイアフラム上に直接製造されるよく知られたホイ
ートストーン・ブリッジ型の回路配置をやはり利用して
いる。さらに、センサは十分に小さいので、留置カテー
テル(indwelling catheter) の先端に実際に設けられ、
患者の動脈、組織、あるいは器官内に直接入れられる。
これにより、流体の圧力はトランスデューサ・ダイアフ
ラムに直接伝えられるので流体ラインの必要性はなくな
った。その結果、これらのセンサ(留置すなわちカテー
テル先端トランスデューサとしばしば呼ばれる)によれ
ば、患者の血圧のより正確な測定を行うことができる。
電気的構成は、既存の患者モニタのトランスデューサ増
幅器と常に互換性を持つとは限らない。例えば、小型化
センサは種々の種類の患者センサにおいて用いられてい
る励起信号の大きさと周波数の全体の範囲にわたっては
動作できないことがしばしばある。したがって、それら
は、既に使用されている患者モニタの多くのものと直接
に接続することができない。そのような既存のモニタと
使用するためには、特別なインターフェイスをセンサと
モニタとの間に設けなければならない。そのような構成
は、インターフェイスに付加的な回路を必要とし、しか
も既存のモニタは限られた電力しか供給しないように設
計されているので、その付加的な回路は独立した電源を
必要とする。その結果、より新しいミニチュア化センサ
を使用すると、全体のシステムに対してコストがかか
り、かつ複雑になるということがしばしばある。
サは、検知された圧力に比例するが、モニタによりセン
サに供給される励起信号に比例しない出力信号を発生す
るように構成される必要がしばしばある。上述したよう
に、これは、市販され、かつ既に広く使用されている多
くのモニタにより要求される電気的フォーマットに合致
しない。したがって、より新しいセンサは、特定の種類
のモニタとのみ使用できるだけであり、したがって、余
計なそしてしばしばむだな機器を購入することを要求す
ることになる。これは、今日の健康管理の環境において
大いに重要なコスト意識を考慮すると、特に望ましくな
い。
サを使用すると、さらに別の問題も提起されてきた。半
導体圧力トランスデューサのような導電性装置が(直接
あるいは患者の流体ラインを介して)患者および電気的
モニタ装置の双方に接続されているとき、標準の電力ラ
イン周波数での電流が患者からトランスデューサ接続を
介して大地に流れないことを保証するよう十分な注意を
払わなければならない。そのような電流は、マイクロア
ンペアのレベルでのみ現れてさえも患者に障害を引き起
こすことが知られている。
いる間に細動除去(defibrillation)を経験する患者には
さらに別の危険がある。この場合、トランスデューサは
トランスデューサ接続を通して電流が流れるのを防止す
るのみならず、患者とモニタの接地接続との間に現れる
かもしれない約5KVの電位に至るまでこの保護を維持
しなければならない。トランスデューサがこの電気的保
護を提供することを要求する工業的規格が確立してい
る。
に接続されたホイートストーン・ブリッジ型のトランス
デューサが十分大きいので電気的保護が絶縁シリコン・
バリアにより提供されていた。この機械的バリアはトラ
ンスデューサ・ダイアフラム上の導電性素子と流体ライ
ンとの間に直接配置され、それにより患者とモニタとの
間の電気的絶縁が提供されていた。不幸にも、このバリ
アは、トランスデューサの精度に影響を与え、かつ装置
に複雑さとコストを付加することになる。
常に小さいため、そのような機械的手段により提供され
る電気的絶縁は実際的ではない。特に、センサがカテー
テル先端に設けられているときには実際的ではない。こ
れまで、トランスデューサとの間の電気的絶縁を提供す
る問題は、ファイバ・オプティクスを使用することによ
り解決されている。ファイバ・オプティクス・トランス
デューサは、光信号の変調により圧力を検出し、そして
それにより患者とモニタとの間の電気的接続の必要性を
除いている。このアプローチは、電気的絶縁の問題を解
決しているが、ファイバ・オプティクス・トランスデュ
ーサは高価であり、校正の問題と長時間ドリフトの問題
があり、既存の患者モニタと共に動作し、かつインター
フェイスをとるためには複雑な回路が必要であり、およ
び製造が困難である。
ンスデューサは、安価であり、かつ製造が容易である
点、校正が容易である点、非常に精度が高く、かつ長時
間ドリフトの心配がない点、およびよく知られかつ実証
されているホイートストーン・ブリッジ型の回路配置を
利用するという点で、カテーテル先端トランスデューサ
として使用するのに非常に適している。
患者モニタと電気的に互換性があることを保証する構成
に対するニーズがある。そのようなインターフェイス構
成は、安価で使用が容易で、かつ多数の既存のモニタの
種類のいずれと共にも使用可能であることが必要であ
る。さらに、そのインターフェイスは、モニタにより提
供される励起電力信号から電力の全てを導き出すことが
できるべきである。最後に、必要なら、そのインターフ
ェイスは、患者と患者モニタとの間に適当な電気的絶縁
を提供しなければならない。
に鑑みてなされたもので、特に、電気的センサを患者モ
ニタへ接続し、電気的にインターフェイスをとるために
現在利用可能な解決策によっては完全には解決されてい
ない上述した問題およびその他の問題とニーズとに鑑み
てなされた。従って、本発明の第一の目的は、半導体ト
ランスデューサ・センサを既存の患者モニタと物理的に
相互接続し、かつ電気的にインターフェイスをとる新規
なインターフェイス回路を提供することにある。
号を発生し、および患者モニタにより提供される単一の
モニタ励起信号からその単一電力源の全てを引き出すイ
ンターフェイス回路を提供することにある。
動する場合も含めて、多数の種々のモニタ励起信号フォ
ーマットの内のいずれか1つから正しいレベルの電力を
導くことができるインターフェイス回路を提供すること
にある。
デューサ・センサを種々の異なる種類の患者モニタとイ
ンターフェイスすることを可能とするインターフェイス
回路を提供することにある。
供されるモニタ励起信号の波形に対して過度に負荷をか
けない、あるいは歪めないインターフェイス回路を提供
することにある。
モニタから電気的に絶縁するインターフェイス回路を提
供することにある。
きさとセンサにより検出された圧力の大きさとの双方に
比例する応答信号を患者モニタに供給し、それにより標
準的なホイートストーン・ブリッジ型のトランスデュー
サの応答を模擬するインターフェイス回路を提供するこ
とにある。
よびその他の目的と特徴は、以下の説明と特許請求の範
囲の記載から完全に明らかとなり、あるいは以下に説明
する本発明の実施例により明確になろう。
の他の目的は、半導体血圧トランスデューサのような生
理学的センサを患者モニタに接続しかつインターフェイ
スをとるための新規なインターフェイス回路により達成
される。インターフェイス回路は、励起電力信号の大き
さおよび/または時間に依存して変化するフォーマット
にかかわらず、励起電力信号を提供するいかなる患者モ
ニタとも使用するのに適していることが重要である。し
たがって、インターフェイスは、市販されており、かつ
大抵の病院で既に使用されている多くの患者モニタのい
ずれかひとつとも使用することができる。
回路は、一般に電圧の形態である励起電力信号を供給す
る患者モニタに、着脱可能な電気ケーブルを介して接続
される。その励起信号から、電源手段は、インターフェ
イス回路のための唯一の電力およびセンサのための適当
な励起信号を取り出す。発生された電力は、モニタによ
り供給される励起電力信号に直接比例する大きさを持つ
少なくとも1つの未調整電源電圧と調整された電源電圧
とからなることが好ましい。これらの電圧は、インター
フェイス回路で使用される(アナログあるいはデジタル
の)電気的構成要素に電力を供給するために使用され得
る。
回路は、この場合にも再び、着脱可能なケーブルを介し
て、センサ励起信号に応答してトランスデューサ・セン
サにより発生されるセンサ出力信号を受信するための手
段をさらに具備する。この受信手段は、トランスデュー
サにより検知された圧力(あるいは同様な生理学的パラ
メータ)の大きさにのみ比例し、および励起電力信号の
大きさには比例しない応答信号を提供する。
して、トランスデューサにより検知された圧力の大きさ
に比例し、および患者モニタにより供給される励起電力
信号の大きさにも比例する大きさを持つパラメータ信号
を提供するように機能する。このパラメータ信号は、こ
うして、標準のホイートストーン・ブリッジ圧力トラン
スデューサ応答を模擬し、および大抵の患者モニターに
より期待されている電気的フォーマットである。インタ
ーフェイス回路は、パラメータ信号を特定の種類のホイ
ートストーン・ブリッジ・トランスデューサに対応する
予め定められた公称目盛係数(スケール・ファクタ)に
まで減衰させる減衰手段をさらに具備してもよい。
て使用されるとき、あるいは電気的絶縁が要求される他
の環境で使用されるとき、本発明のインターフェイス回
路は、半導体センサと生命信号モニタとの間に完全な電
気的絶縁を提供する。この実施例では、電源手段は、セ
ンサ励起信号をモニタにより供給される励起電力信号か
ら電気的に絶縁するための手段を含んでいる。これによ
り、インターフェイス回路を介してモニタと患者との間
に有害な漏洩電流が流れるのを防ぐことができる。同様
に、その回路の受信手段部分は、モニタに戻される模擬
センサ信号からセンサ出力信号を電気的に絶縁する手段
を具備する。このようにして、患者に加えられる細動除
去の電位がモニタに流れて損傷を与えることがない。
点と目的を得るために、以上に簡単に説明した本発明の
より特定の説明を添付図面に例示される特定の実施例を
参照して行う。これらの図面は、本発明の代表的な実施
例を示すのみであって、その範囲を制限するものではな
いことを理解すべきであり、本発明を、その現在最良と
理解される形態で、以下の添付図面を用いて、以下に詳
細に説明する。
に参照符号10で示される本発明のインターフェイス回
路は、体内空洞の生理学的条件を測定するためのシステ
ムと関連して使用される。生理学的条件には、例えば、
温度、血液ガスレベル、ヘマトクリットレベル、および
血圧が含まれる。図示の実施例では、モニタされる生理
学的条件は、患者の動脈あるいは静脈系の血圧である。
しかしながら、本発明が他の生理学的条件を測定するシ
ステムでも使用可能なことを理解して頂きたい。
モニタは、一般に、標準的なひずみゲージ・トランスデ
ューサに直接電気的に接続されている。モニタは、励起
電力信号を、トランスデューサのダイアフラム上に形成
されたホイートストーン・ブリッジひずみゲージの入力
端に供給する。従来のモニタは、ホイートストーン・ブ
リッジの出力端に現れる出力信号の大きさを同時にモニ
タしている。大抵のモニタは工業的規格と合致するよう
に設計されており、従って、この出力信号が励起電力信
号の大きさと、検知された圧力(あるいは同様な生理学
的パラメータ)の大きさとの双方に比例することが必要
である。このようにして、モニタ18のような生命信号
モニタは、出力信号を対応する圧力値に変換するための
予め定められた目盛係数を使用することができる。モニ
タは、ついでその値を表示し、記録し、あるいはその他
の形態でモニタする。
い、より正確な、そして以前のひずみゲージ・トランス
デューサより動作電力が少ないより新しい電子的センサ
が開発された。図1に示される半導体トランスデューサ
・センサ12のようなこれらのミニチュア化センサはや
はり標準的なホイートストーン・ブリッジ型の回路配置
を使用するが、多くの既存のモニタと電気的な互換性を
もたないように構成されている。さらに詳細には、その
ようなセンサは、初期のセンサとはしばしば異なり、か
つ従来のモニタにより提供されてない特定の大きさおよ
び/または周波数を持つ電気的励起信号を必要とする。
さらに、これらのセンサはモニタの電子部分により期待
される標準的な電気的フォーマットに従った出力信号を
発生しないことがしばしばである。しかしながら、医療
産業は、従来のモニタにかなりの投資を行っているの
で、トランスデューサ12のようなより新しいセンサを
従来のモニタ18と共に使用することが望ましい。図1
に示すように、以下に詳細に説明するこの機能は、イン
ターフェイス回路10により提供される。
ことに加えて、電気的トランスデューサ12とモニタ1
8との間を完全に電気的に絶縁することが必要な場合が
しばしばある。前述のように、そのような絶縁は患者を
危険なモニタ漏洩電流から保護し、モニタを患者の細動
除去の間にしばしば現れる高電圧から保護するために必
要である。したがって、電気的絶縁は、電気的センサが
患者と直接的あるいは間接的に電気的に接触していると
きにはいつでも必要とされる。非導電性の機械的バリア
によってはそのような絶縁は実際には提供できないこと
がしばしばある。この機能もまた、インターフェイス回
路10により提供される。
サ・センサ12がセンサ・ケーブル14によりインター
フェイス回路10にどのように電気的に接続されている
かを示す。インターフェイス回路10には、18で示さ
れた従来の生命信号モニタがモニタ・ケーブル16を介
して接続されている。
の一例を詳細に示す。ここで、トランスデューサ12
は、留置カテーテル20の先端に配置されている。使用
に際し、カテーテル先端およびトランスデューサ12は
患者の動脈あるいは静脈系(図示せず)と直接に流体に
連通状態に置かれる。あるいはまた、半導体トランスデ
ューサ12は、患者の外部に置き、そして、例えば、標
準カテーテル流体ラインにより間接的に患者の血液との
流体連通を行うようにすることもできる。いずれの場合
にも、半導体トランスデューサ12は、上記の電気的非
互換性のため、モニタ18と直接に接続できない。
を用いて、トランスデューサ12を、モジュール22内
に収容されているインターフェイス回路10に電気的に
接続する。同様に、インターフェイス回路10は、モニ
タ・ケーブル16によりモニタ18に電気的に接続され
ている。好適な実施例では、(以下に説明する)コネク
タ48は、モニタ・ケーブル16の一端に形成された電
気的プラグ21を着脱可能に受容するようにインターフ
ェイス回路10上に形成されている。ケーブル16の他
端には、他のプラグ26が形成されていて、モニタ18
の標準的なレセプタクル24内に着脱可能に受容され
る。
10のひとつの好適実施例がブロック図の形態で示され
ている。図示されているように、励起信号源として働く
患者生命信号モニタ18は、4芯モニタ・ケーブル16
によりインターフェイス回路10に電気的に接続されて
いる。ホイートストーン・ブリッジ型の回路37を有す
る半導体トランスデューサ12が4芯センサ・ケーブル
14によりインターフェイス回路10にも接続されてい
る。
励起電力信号を発生する標準的なトランスデューサ増幅
器回路(図示せず)を含んでいる。ケーブル16の芯線
のうちの2本、即ち正の励起信号線28と負の励起信号
線30によってモニタ18からインターフェイス回路1
0へこの励起電圧を印加する。使用されるモニタの種類
に依存して、励起電圧のフォーマットは広く変えること
ができる。典型的には、4から10VRMSの範囲内の
どこでもよく、およびDCから5KHzまでの範囲で周
波数を変えることができる。
10は、モニタ18から励起電圧信号を受信するための
電源手段を具備する。この励起電圧信号から、電源手段
はインターフェイス回路10のための電力の単一源とし
て使用される少なくとも1つの供給電圧を取り出す。電
源手段は、励起電圧信号から、適当な電気的な形態のセ
ンサ励起信号を発生させるようにも機能し、その信号は
半導体トランスデューサ12のホイートストーン・ブリ
ッジ37の部分に供給される。
用される電気的部品に対する動作電力およびセンサ装置
12に対する適当なセンサ励起信号がモニタ18により
供給される励起信号からのみ生成される。これは、モニ
タ18により供給される励起信号のフォーマットにかか
わらず達成され、それにより、インターフェイス回路1
0は異なる種類のモニタと共に使用することができる。
この能力は、別個の電源を必要とせず、それにより、イ
ンターフェイス回路10により要求される物理的空間お
よび全体のコストを減らすことができるという長所を有
する。
生成される供給電圧は、3つの個別の電圧、すなわち、
線32に示される固定電圧VD 、線34および36にそ
れぞれ示される2つの未調整(レギュレートされていな
い)供給電圧+VA および−VA を含むのが好ましい。
さらに、センサ励起信号が、好ましくは、(電流として
供給されてもよいが)調整された電圧を具備するものと
して示され、線96と98との間に存在する電圧VISO
38を具備するものとして示されている。
供給手段と電圧変換手段とを具備する。バイポーラ供給
手段は、モニタ18により生成された励起信号を受信
し、および電源手段のうち、(それぞれ線34および3
6に示される)正および負の未調整電源電圧+VA およ
び−VA を発生する部分である。+VA と−VA はDC
電圧であり、大きさが等しく、極性が反対であるという
ことが重要である。さらに、+VA と−VA の大きさ
は、モニタ18により供給される入力励起信号の大きさ
に直接に比例する。
A を受信し、それから(32に示す)固定出力電圧+V
D と(38に示す)固定の調整されたセンサ励起電圧V
ISOの双方を発生するように機能する。調整されたセン
サ励起電圧VISO は、センサ・ケーブル14のうちの正
のセンサ信号励起線54と負のセンサ信号励起線56の
部分を介してホイートストーン・ブリッジ37の入力端
に供給される。
の好適実施例において、電源手段のバイポーラ供給手段
の部分がどのようにバイポーラ電源回路41を具備する
かを示している。図4は、例えば、電力バッファ回路4
2、電圧インバータ44、およびレベル補償回路46を
具備するものとしてバイポーラ電源回路41が示されて
いる。それらの各々は、以下に参照される図5にさらに
詳細に示されている。
される標準の電気的コネクタJ1により正および負の励
起信号線28および30に直接に接続されていて、以下
の要素、すなわち抵抗R1、コンデンサC3、C4およ
びC5、インダクタL1、ダイオードCR2およびCR
3、および変圧器T1からなる。これらの全てが図5に
示される回路構成において接続されている。
は、AC動作モードかDCバイパス動作モードのいずれ
かでインターフェイス回路10を動作させるバイパス手
段をも具備している。バイパス手段は、例えば、別個の
信号出力として着脱可能なコネクタJ1に接続された単
一のバイパス線50を具備する。モニタがDCのみ励起
信号電圧を提供する種類のものであるときは、モニタ・
ケーブル16は別個のジャンパ線52を具備し、それに
より、ケーブル16がコネクタJ1内に受容されている
ときにバイパス線50で正の励起電圧信号線28を相互
接続する。これによって、正の励起電圧信号線28がダ
イオードCR2のカソードに直接に電気的に接続され、
それにより励起信号のその部分が電力バッファ回路42
の部分をバイパスするようにする。
クタJ1に取り出されるので、このバイパスは電気的モ
ニタ・ケーブル16内にジャンパ線52を単に含むこと
により達成することができる。あるいはまた、モニタ・
ケーブル16には、必要なジャンパ線52を含むことが
できるモニタ・ケーブル・コネクタ(図示せず)を装着
してもよい。いずれの場合も、モニタ・ケーブル・コネ
クタ/モニタ・ケーブルは使用されるモニタのモデルに
特定のものである。インターフェイス回路10には何ら
の変更を行う必要がなく、DCあるいはAC励起電圧の
いずれかを提供するモニタと交換可能に使用できるとい
うことが重要である。
ードに構成されるとき、コンデンサC4とダイオードC
R2およびCR3とは開放回路として働き、それによ
り、電力バッファ回路42内の他の構成要素が負荷をか
けるのを防止し、それによりDC励起電圧信号がひずむ
のを防止する。コンデンサC5は、DC励起電圧信号上
で簡単なフィルタとしてのみ作用する。
れる励起電圧信号がACのときには、モニタ・ケーブル
16にはジャンパ線52が装着されない。したがって、
電力バッファ回路42の変圧器T1とダイオードCR2
およびCR3の部分は共に、AC励起電圧信号に対する
全波整流器として機能する。全波整流器から受信される
信号からリップルをフィルタするために、コンデンサC
5は電力バッファ回路42の正と負の出力端58と60
との間に接続されている。
された励起電圧信号から(電力バッファ回路42の正の
出力端58においてVA として示される)整流された信
号を絶縁するように働く。これにより、電力バッファ回
路42の負の出力端60が負の励起信号線30に直接接
続されることが可能となる。この負の出力端60は、イ
ンターフェイス回路10に対してCOM1と呼ばれる第
一の共通電位として働く。その結果、インターフェイス
回路10は、大地に対する電気的な基準を何も必要とせ
ず、かつモニタ18の電気的基準の性質により影響され
ない。
の全波整流部は、AC励起電圧信号に対して、その性質
上連続的でも抵抗性でもない電気的負荷を通常提供する
ということがわかるであろう。これに対して、大抵の患
者モニタで使用されるトランスデューサ増幅器(図示せ
ず)は、ホイートストーン・ブリッジ・トランスデュー
サに直接電力を供給するように設計されており、連続的
な抵抗性負荷を提供し、そして励起電圧信号に何らの厳
しいひずみも誘起しない。したがって、そのようなモニ
タと共に適切に動作させるためには、インターフェイス
回路10は標準的なホイートストーン・ブリッジ・トラ
ンスデューサにより提供される簡単な抵抗性インピーダ
ンスを模擬して、それにより、励起電圧信号の過剰な歪
みを最小にすることが必要である。そうするためには、
電力バッファ回路42は、励起電圧信号がひずむのを防
止するためのAC電力フィルタ手段を具備するのが好ま
しい。
ンサC3およびC4とインダクタL1とを具備するよう
なAC電力フィルタ手段のひとつの好適実施例を示す。
これらの構成要素は、変圧器T1の巻線の内部インダク
タンス、容量、および抵抗と共に、それらが励起電圧信
号へ複素インピーダンスを提供するAC電力フィルタを
形成するように配置する。この複素インピーダンスは基
本的に抵抗性であり、こうしてホイートストーン・ブリ
ッジ・トランスデューサのインピーダンスを模擬する。
各構成要素の値は、励起電圧信号の周波数に大いに依存
し、したがって使用されるモニタ18の種類に依存して
変えることができる。
ッファ回路42の正と負の出力端58と60によって、
(34で示される)DC成分だけを持つ正の未調整電源
電圧+VA として知られる電気信号を定義づける。+V
A の大きさはモニタ18により供給される励起電圧の大
きさに比例することが重要である。特に、+VA の大き
さは、インターフェイス回路がDCバイパスモードで動
作するとき、励起電圧の大きさに等しく(すなわち正確
に比例し)、そしてACモードで動作するときには励起
電圧のAC RMS値に直接比例するが、等しくはな
い。したがって、この電圧はインターフェイス回路10
内の他の構成要素(特にアナログ構成要素)に対する電
力の理想的電源を提供する。
圧インバータ回路44に電気的に接続されている。電圧
インバータ回路は、負のトラッキング電源電圧−VA を
発生するように機能し、その電圧はVA の大きさに非常
に近いが極性が反対である。好適実施例では、電圧イン
バータ回路44は、図示のように接続されている電圧変
換器U6とコンデンサC1およびC2とからなる。図示
の電圧変換器U6はICL7662CMOS電圧変換器
として知られており、多数の集積回路製造者から市販さ
れている。他の電圧変換器および/または回路配置を用
いて同じ機能を提供してもよく、その場合も本発明の範
囲内にある。
18の種類に依存して、励起電圧信号はいくつかの異な
る大きさの内の1つとすることができる。好適実施例で
使用される種類の電圧変換器は、低電圧動作モードと高
電圧動作モードとをもち、それらは入力電圧VA の値に
依存して選択されなければならない。特に、VA がしき
い値電圧より低いときには、電圧変換器U6へのLV入
力は低インピーダンスを通して第一の共通電位COM1
に接続されなければならない。VA がしきい値より大き
いときには、LVとCOM1との間の接続は開放されな
ければならない。したがって、この好適実施例は、レベ
ル補償器回路46を具備し、それによりVA の大きさを
モニタし、およびその値に基づいて、電圧変換器U6の
LV入力を適切なレベルに自動的に構成する。
いが、レベル補償器回路46の好適回路構成が、比較器
U7、抵抗R11、R12、R13およびR14、およ
び基準ダイオードCR1を具備することを示している。
抵抗R11と基準ダイオードCR1は正と負のバッファ
出力端58と60との間に接続され、CR1のカソード
に固定基準電圧68を確立する。(68における)この
固定基準電圧は、比較器U7の入力端に接続される。抵
抗R12およびR13は第一の分圧器として接続され、
第一の分圧器出力端は、線64により示されるように、
比較器U7の他の入力端に接続されている。比較器U7
の出力端は、線66に示されるように、電圧変換器U6
のLV入力端に接続されている。抵抗R14は、比較器
U7に対してヒステリシスを提供する。
の値は、正の未調整電源電圧VA の大きさが電圧変換器
U6のしきい値電圧に等しいとき、第一の分圧器出力端
64が固定基準電圧68と等しいように選ばれる。VA
の大きさがしきい値電圧より小さいときには、比較器U
7の出力は、第一の共通電位COM1に内部的に短絡さ
れる。VA の大きさがしきい値電圧より大きいときに
は、比較器U7の出力はCOM1には接続されない。こ
のようにして、電圧変換器U6へのLV入力の適切な構
成が維持され、インターフェイス回路10はユーザーに
よる調整の必要なしに拡張された範囲の励起電圧で使用
可能である。
A と負のトラッキング電源電圧−VA とからなるバイポ
ーラ電源を提供する。これらの電圧は調整されていない
が、入力励起電圧に比例するので、必要な量の電力は、
励起電圧を過度に負荷をかけることなく、インターフェ
イス回路10内のアナログ構成要素に有効に供給され
る。
電力の供給に加えて、調整された電源電圧を必要とする
いかなる構成要素のための電力もまた好適実施例では発
生される。この機能は、電源手段のうちの電圧変換手段
の部分により提供され、それは必要なセンサ励起電圧を
提供するようにも機能する。
が電圧変換回路70を具備するものとして示されてい
る。その回路70は、バイポーラ電源回路41に電気的
に接続されている。電圧変換回路70は、(32におい
て示される)固定電圧VD に対応する第一の調整された
出力と(38において示される)固定電圧VISO に対応
する第二の調整された出力とを有する。VD は約5ボル
トDCの固定された大きさを有し、それにより標準のデ
ジタル回路に給電するのに使用できるのが好適である。
はDC−DC変換器回路76と線形レギュレータ回路7
8とからなることが好ましい。正(VA ) と負(COM
1)のバッファ出力端58と60は、DC−DC変換器
回路70の未調整入力端に直接接続され、その回路は+
VD に対応する調整された出力と正92と負94の未調
整出力とを発生する。正92と負94の未調整出力端は
線形レギュレータ回路78に接続されている。第一の調
整ずみ出力VD は、未調整入力端58と60における電
圧の大きさがVD の所望の値より小さくあるいは大きな
値のいずれに変動することが許容されている場合でも、
一定に維持される。
DC−DC変換器回路76の好適実施例を示す。回路7
6には、スイッチング・レギュレータU7が含まれ、そ
れは好適実施例ではマキシム・インテグレイテッド・プ
ロダクツにより製造されたMAX643可調整出力スイ
ッチング・レギュレータ・コントローラである。他の多
数のスイッチング・レギュレータ・コントローラ回路が
知られており、それらも使用可能であることは明らかで
あろう。レギュレータU7は、正の未調整電源電圧+V
A により給電され、それは図示のようにピンVOUTと
GNDとの間に接続されている。レギュレータU7の出
力端EXTは抵抗R21を介してトランジスタQ1に接
続されている。U7のEXT出力端がオンとオフを繰り
返すとき、トランジスタQ1はオンとオフを繰り返し、
第一の交流電流が変圧器T2の一次巻線84を通して流
れ、それにより、変圧器T2のコアに磁束が発生する。
この磁束は、変圧器T2の第一の二次巻線86に第二の
交流電流を発生する。この第二の交流電流は、ダイオー
ドCR4とコンデンサC6により整流される。ダイオー
ドCR4のカソードとコンデンサC6との間の接続点は
電圧変換回路76の(32において示される)第一の調
整ずみ出力VD に対応する。
力端32と第一の共通電位COM1との間に接続される
第二の分圧器を構成する。第二の分圧器は、レギュレー
タU7のVFB入力端に接続された出力端88を有す
る。レギュレータU7は、VFB入力端における電圧に
応答してEXT出力のオン−オフ・スイッチングのデュ
ーティ・サイクルを制御し、それにより第一の調整ずみ
出力VD における電圧を調整する。
CR6とはクランプ回路として働き、Q1がオフしてい
る間、Q1、C7、CR5および一次巻線84の接続点
での電圧を制限する。比較器U8とU9、および抵抗R
17、R18、R19およびR20は、レギュレータU
7のLBI入力およびLBO出力と共に、不足電圧停止
回路として働く。この停止回路は、正の未調整電圧VA
が、DC−DC変換器回路76が第一の調整ずみ出力端
72(VD ) における所望の電圧を維持するのには低す
ぎる値より低いときには、いつでもトランジスタQ1が
強制的にオフにさせられるように働く。
変換器回路76がモニタ18により供給される励起電力
信号からセンサ励起信号を電気的に絶縁するための手段
をどのように含んでいるかを示している。一例として、
しかしこれに限定されないが、この電気的絶縁手段は、
変圧器T2上に形成された第二の二次巻線90を具備
し、その巻線により、ダイオードCR7とコンデンサC
8とにより整流される第三の交流電流を発生する。これ
により、COM2として示される絶縁された共通電位を
持つ線92と94との間に未調整の出力電圧を生じる。
この出力電圧は、DC−DC変換器回路76内の他の全
ての回路から直流的に絶縁されていることが重要であ
り、したがって、圧力トランスデューサ12と、圧力ト
ランスデューサ12に電気的に接続されたインターフェ
イス回路10のいかなる他の構成要素とに、完全に絶縁
されたセンサ励起信号を提供するために使用することが
できる。この能力は、カテーテル先端トランスデューサ
の場合のように、モニタ18に直接接続されている回路
部とトランスデューサ12に接続されている回路部との
間に電気的絶縁が要求される応用分野では重要である
(図2)。
4との間の絶縁出力電圧は線形レギュレータ78に供給
される。ひとつの好適実施例では、このレギュレータ7
8は、ナショナル・セミコンダクタ社により製造された
LM2936であるが、他の線形レギュレータ回路も使
用可能である。線形レギュレータ78は、(信号VISO
38に対応する)出力96と(COM2 40に対応す
る)出力98との間に5VDCの調整された絶縁出力を
提供する。図3および図4に示されるように、この絶縁
出力信号は、絶縁された出力保護装置(図示せず)を介
して、センサ・ケーブル14の正のセンサ信号線54と
負のセンサ信号線56に接続されていて、センサ励起信
号と呼ばれる。正および負のセンサ信号線54および5
6はトランスデューサ12のホイートストーン・ブリッ
ジ37の部分の2つの入力ノードに電気的に接続されて
いる。
ニタ18により供給される励起信号だけから、インター
フェイス回路10が、その動作電力の全ておよび適切な
センサ励起信号を有効に取り出すことを可能とする。さ
らに、電源回路31は、広範囲の励起電圧レベルACあ
るいはDCにわたって動作することができ、その結果、
インターフェイス回路10が多くの異なる種類のモニタ
と共に使用可能となるように構成されている。電源回路
31は、標準的なホイートストーン・ブリッジ型の回路
の簡単な抵抗性インピーダンスを模擬するように設計さ
れていて、そのため、AC励起電圧信号に目に付くよう
な波形歪みを生じない。インターフェイス回路10の電
源の形態によって、これらの改良を提供し、なおかつ、
モニタに直接接続する回路部とトランスデューサに接続
する回路部との間に完全な電気的絶縁を確立するように
構成されているということが重要である。したがって、
このインターフェイス回路は、患者と電気的にコンタク
トする電子的なトランスデューサと共に安全に使用でき
る。
している。図示のように、トランスデューサ12のホイ
ートストーン・ブリッジ37の部分の2つの出力ノード
は、センサ・ケーブル14内の正と負のセンサ出力線1
00と102に電気的に接続されている。センサ励起信
号に応答して、ホイートストーン・ブリッジはこれら2
つの線100と102との間にセンサ出力信号電圧を発
生する。この出力信号はトランスデューサ12に加えら
れる流体圧力の大きさに直接比例する大きさを持つ。し
かしながら、センサ出力信号は、モニタ18により元々
供給される励起信号には比例せず、したがって、まだ、
モニタ18と互換性のある電気的フォーマットではな
い。
線100と102からこのセンサ出力信号を受信し、お
よびトランスデューサ12により検出される物理的パラ
メータにだけ比例し続ける応答信号を提供する。例とし
て、図3は受信回路104を有する受信手段を示してお
り、それは図4にさらに詳細に示されている。
信回路104は、センサ出力信号を増幅するための手段
と、増幅されたセンサ出力信号から高い周波数成分をフ
ィルタするための手段と、増幅されたセンサ出力信号を
応答信号に変換するための手段とを具備している。
102は、絶縁された入力保護装置(図示せず)を通し
てインターフェイス回路10に接続されて、計測増幅器
106のようなセンサ出力信号を増幅するための手段に
接続されている。他の同様な構成要素が使用可能である
が、好適実施例では、計測増幅器106は、部品番号L
T1101として知られており、そしてリニア・テクノ
ロジー社により製造されている。増幅器106は、セン
サ出力信号に100のゲインを提供するように構成され
ているが、他のゲインも使用可能である。
域通過フィルタ回路108のような、信号から高い周波
数の成分をフィルタするための手段により受信される。
低域通過フィルタ回路108は、この技術分野において
はよく知られている技術を用いて設計され、抵抗、コン
デンサ、および演算増幅器(図示せず)を含んでいて、
5極のバターワース(Butterworth )フィルタ信号応答
を得る。フィルタ108は、(以下に説明するように)
増幅されたセンサ出力信号がデジタル・フォーマットに
変換されるとき、エイリアンシング・エラーを生じさせ
るかもしれない増幅されたセンサ出力信号内の高い周波
数の成分の全てを除くのに適切なカットオフ周波数を持
つように設計されている。
サ出力信号を応答信号に変換するための手段に電気的に
接続されていて、それは図示の実施例ではデジタル・フ
ォーマットをもつ。変換手段は、例えば、アナログ−デ
ジタル変換器110を具備する。好適実施例では、A/
D変換器110は、マキシム・インテグレイテッド・プ
ロダクツにより製造された部品番号MAX189として
知られている装置であるが、他の等価な装置も使用でき
る。A/D変換器110のサンプリング・レートは、水
晶発振器あるいはセラミック共振器により調整される周
波数を有する発振器出力116を有する発振器回路11
4により制御される。
出力112とクロック出力118とを有する。デジタル
出力112は、12ビットセグメントで送信されるシリ
アルのデータ・ストリームであり、アナログ入力端10
9に提供されるアナログ信号の値をデジタル的に表す。
この信号はデジタル応答信号として知られており、トラ
ンスデューサ12により検出されている印加された圧力
の大きさにのみ比例する値を示す。クロック出力信号1
18はデジタル応答信号を受信する回路を適切に同期さ
せるために使用されるデジタル信号である。他のデジタ
ル・ゲートおよびコントロール回路は、デジタル応答信
号を同期させ、および適切に送信するのに必要であるこ
とは明らかであろう。
サ12のように、トランスデューサ12が患者と電気的
に接触している応用分野では、トランスデューサ12は
モニタ18から電気的に絶縁されていなければならない
ということは理解できるであろう。したがって、好適実
施例では、受信回路104もまた、センサ応答信号から
センサ出力信号を電気的に絶縁するための手段を含んで
いる。電気的絶縁手段は、例えば、光アイソレータ装置
120と120′を具備する。そのような装置は多数の
製造者から市販されているが、好適実施例では、光アイ
ソレータ120、120′はヒューレット・パッカード
社により製造された部品番号CNW136として知られ
ている。類似の光アイソレータ装置、パルス変換器、あ
るいは絶縁コンデンサを含んで、他の回路配置も可能で
ある。
クロック信号118は、光アイソレータ120、12
0′の入力端に接続されており、それらはモニタ18に
電気的に接続されているインターフェイス回路10の一
部分に、すなわち、それぞれ線122および124によ
り概略的に示されている部分に、電気的な絶縁バリア
(図示せず)間の信号を送信する。したがって、光アイ
ソレータ120、120′の入力端は、インターフェイ
ス回路10の患者側にのみ電気的に接続され、および光
アイソレータ出力はインターフェイス回路10のモニタ
側にのみ電気的に接続されている。
は、受信機/バッファ回路126のように、絶縁された
デジタル応答信号とクロック信号の電気的なレベルを条
件づけするためのバッファ手段に接続されている。この
回路部品は、この技術分野ではよく知られており、デジ
タル応答信号とクロック信号を簡単に条件付けして再生
して、これら信号が出力端130と132にそれぞれ示
される標準のCMOS論理回路により受信可能な電気的
フォーマットになるようにする。受信機/バッファ回路
126は、128において示され、12ビットのデジタ
ル応答信号の終了を示す変換終了出力信号をも発生す
る。
0′の使用を示しているが、デジタル応答信号とクロッ
ク信号もまた、単一のデータ・ラインに符号化すること
ができ、そして、次いで単一の光アイソレータ装置を用
いた電気的絶縁バリア間に送信することができるであろ
う。絶縁バリアの他の側で一旦受信されると、単一のデ
ータ・ラインは別個のデジタル応答信号とクロック信号
にデコードされる。このアプローチは、ひとつの光アイ
ソレータ装置しか必要とされないという点で有利であ
り、それにより全体のインターフェイス回路10により
要求される電力量を減らすことができる。
計を用いて設計して実現できることは当業者にも理解さ
れるであろう。例えば、受信回路104は、アナログ要
素を用いて設計してもよい。そのような設計では、A/
D変換器110、発振器114、デジタル絶縁装置12
0、および受信機/バッファ回路126はアナログ絶縁
回路とアナログ回復(recovery)増幅器により置換され
る。したがって、低域通過フィルタ108の出力端はア
ナログ絶縁回路の入力端に直接接続され、その回路は、
例えば、シーメンスにより製造されたIL300のよう
なアナログ光アイソレータを含んでもよい。アナログ絶
縁回路は、追加の差動増幅器、抵抗、およびコンデンサ
を含み、アナログ光アイソレータの動作をイネーブルす
るようにしてもよい。ついで、アナログ光アイソレータ
の絶縁された出力端は、アナログ回復増幅器の入力端に
接続され、それにより、後続の回路により使用するため
に、絶縁されたアナログ応答信号の電気的レベルを条件
づける。
グ回路技術を用いて設計されているかにかかわらず、ト
ランスデューサ12により検出されるべき圧力の大きさ
にだけ比例する応答信号を生じる。上述したように、こ
の信号は、モニタ18と電気的な互換性を持っておら
ず、それは、圧力の大きさばかりでなくモニタ18によ
り同時に供給されるべき励起電圧信号に比例する応答信
号を期待している。したがって、好適実施例は、応答信
号に応答して、励起電圧信号の大きさに比例し、かつ検
知された圧力の大きさにも比例する大きさを持つパラメ
ータ信号を提供するためのスケーリング手段をさらに具
備する。
段は、例えば、受信回路104により提供される応答信
号をその入力端において接続したスケーリング回路13
4を具備する。スケーリング回路134には、線136
に示されるように、入力励起電圧信号の正の部分もまた
接続されている。
例をさらに詳細に示す。ここで、応答信号は、図4と関
連して上述したように受信回路104から受信され、し
たがってデジタルの形態である。このデジタル応答信号
は、デジタル−アナログ変換器U1のデジタル入力端に
入力される。その変換器は好適実施例ではマキシム・イ
ンテグレイテッド・プロダクツ社により製造されたMA
X543CMOS12ビット・シリアル乗算D/A変換
器である。他の等価なD/A変換器もまた使用可能であ
る。
グ増幅器回路により発生された電圧信号が、線138と
して示されるD/A変換器U1の電圧基準入力端(V
REF )に接続されている。プリスケーリング増幅器回路
140は、差動増幅器U2と抵抗R2およびR3とから
なり、それらは図示のように反転増幅器の構成に一緒に
接続されている。増幅器U2のひとつの入力端は、(電
圧VEXとして示される線136を介して)正の励起電圧
信号線28に接続されている。増幅器U2への他の入力
端は第一の共通電位COM1に接続されている。抵抗R
2とR3からなる分圧器は、図示のように接続されてい
て、抵抗R2の値は抵抗R3の値の2倍である。抵抗R
2とR3は、増幅器U2の出力端に生じる電圧が入力励
起電圧信号に対して大きさが正確に1/2となり(VEX
/2として示される)、かつ極性が逆になるようにきち
んとマッチングされている。
は、D/A変換器U1のVREF 入力端に(線138を介
して)接続されている。デジタル応答信号入力に応答し
て、D/A変換器U1は、その出力端に(IOUT1および
IOUT2として示される)アナログ電流を発生する。この
電流出力は、出力増幅器U3へ入力される。出力増幅器
U3は、上述したバイポーラ電源回路41により発生さ
れた正の未調整電源電圧VA と負のトラッキング電源電
圧−VA により給電される。D/A変換器U1の乗算演
算により、出力増幅器U3は、検知された圧力の大きさ
とモニタにより供給される元の励起電圧信号の大きさと
の双方に比例する大きさを持つアナログ出力電圧(V
DAC と示される)を提供する。したがって、この電圧
は、上述した要求された電気的フォーマットであり、そ
れによりモニタ18により受信可能なパラメータ信号を
構成する。
34の機能を提供するために使用可能であることは理解
できるであろう。例えば、受信回路104が上述のよう
に、アナログ回路を用いて構成されれば、スケーリング
回路134は、D/A変換器U1の代わりにアナログ乗
算回路を含んでもよい。例えばトランス・コンダクタン
ス乗算器のようなアナログ乗算回路は、受信回路104
からアナログ応答信号を受信し、検知された圧力の大き
さとモニタにより供給された元の励起電圧信号の大きさ
との双方に比例する大きさを持つスケーリングされたパ
ラメータ信号を発生する。
路31、特にバイポーラ電源回路41により提供される
利点のいくつかをも示す。増幅器U2とU3に対する電
源電圧は、それらの各出力端において予想される最大信
号より大きくなければならない。しかしながら、使用さ
れるモニタ18の種類に依存して、モニタ18により供
給される励起電圧信号の大きさは、2−3ボルト程度の
低いものか、あるいは15ボルト程度の高いのものとす
ることができる。したがって、全てのモニタに対して増
幅器U2、U3により要求される電圧を予想することは
実際的ではないであろう。さらに、全てのモニタに対し
て動作するように最大電圧が選択されると、インターフ
ェイス回路10は、比較的小さい励起電圧で動作するあ
るモニタがインターフェイス回路を動作させるのに十分
な電力を供給できないので、モニタ励起電圧だけにより
電力が供給されることはできないであろう。しかし、増
幅器U2、U3はバイポーラ電源回路31から励起電圧
に比例してその大きさが変わる電力(特に+VA と−V
A ) を受け取るので、増幅器U2、U3は予想される励
起電圧の全体の範囲を扱うことができる。これは、イン
ターフェイス回路10の柔軟性を大いに高める。
0は、使用されるトランスデューサ12の特定の種類に
対応する予め定められた公称目盛係数(スケール・ファ
クタ)にまでパラメータ信号を減衰させるための手段を
さらに具備する。これにより模擬センサ信号が提供さ
れ、この信号はモニタ18に戻されることができる。
として、減衰回路142を具備するような減衰手段のひ
とつの好適実施例を示し、その入力端は、線144で示
されるように、スケーリング回路134の出力端に接続
されている。減衰回路142は、こうして、スケーリン
グ回路134により提供されるスケーリングされた応答
信号を受信し、標準的な血圧トランスデューサに対する
公称目盛係数にまでその信号を減衰させる。工業的規格
によれば、目盛係数は、典型的には5uV/V/mm−
Hgあるいは40uV/V/mm−Hgであるが、他の
出力目盛係数もまた使用可能である。減衰回路142
は、インピーダンスマッチングをも提供し、そして標準
的なホイートストーン・ブリッジの抵抗性出力インピー
ダンスを模擬する。
つの形態をさらに詳細に示している。回路142は、分
圧器として一緒に接続されている抵抗R4とR5を含
み、その分圧器の入力端はスケーリング回路134の出
力端144に接続されている。R4とR5の抵抗値は、
146で示される分圧器の出力が上述の公称目盛係数の
内の1つにまで減衰される応答信号を提供するように選
択される。+Sで示される最終的な正の出力信号は、減
衰された応答信号を抵抗R6に接続することにより発生
する。同様に、−Sで示される最終的な負の出力信号
は、第一の共通電位COM1に抵抗R7を接続すること
により提供される。抵抗R6とR7の抵抗値は、これら
が一緒になって、ホイートストーン・ブリッジ37の抵
抗性出力インピーダンスを模擬することによりモニタ1
8とのインピーダンス・マッチングを提供するように選
択される。+Sと−S信号は共に模擬されたセンサ信号
を表し、それは、コネクタJ1とモニタ・ケーブル16
内に配設された正の線148および負の線150とによ
りモニタ18に電気的に接続されている。
れてもよいことは明らかである。例えば、抵抗性ネット
ワークを使用するよりもむしろ、減衰手段は反転増幅器
回路で達成されることができる。
S)は、第一の共通電位COM1に基準づけられる。こ
れは、(最小の電流が抵抗R7を介して流れることを仮
定すれば)負の励起線30の電位と仮想的に同一であ
る。したがって、この信号は、真のホイートストーン・
ブリッジの応答ではなく、それは、典型的には、センサ
励起電圧の大きさの1/2である共通モードの電位をそ
の出力端に持つ微分応答を生じる。このような特性をも
つ模擬されたホイートストーン・ブリッジ応答を生じる
種々の回路技術が知られている。そのような技術の1つ
が米国特許第4,745,047号に開示されており、
そしてインターフェイス回路10内に組み込み可能であ
る。しかしながら、大抵の患者モニタでは、真のホイー
トストーン・ブリッジ応答の微分特性は適切な動作のた
めには必要ではない。
は、モニタの励起電力のフォーマットにかかわらず、か
つモニタが標準のひずみゲージ・トランスデューサとの
み使用されるように設計されているという事実にもかか
わらず、多くの異なる種類のモニタ18と共に電気的ト
ランスデューサ・センサをインターフェイスするのに使
用することができる。さらに、トランスデューサ・セン
サは、標準的な電気的ホイートストーン・ブリッジ回路
を利用することができ、そしてなおかつインターフェイ
ス回路10はトランスデューサ12とモニタ18との間
に完全な電気的な絶縁を提供する。トランスデューサと
モニタとの間には導電性の接続がないので、患者とモニ
タとの間に流れる有害な電流の可能性はない。この電気
的な絶縁を提供するのに加えて、回路10は、モニタに
より供給された励起信号からその電力の全てを引き出
し、それにより、独立の回路電力源の必要性をなくして
いる。
サ・センサを既存の患者モニタと物理的に相互接続し、
かつ電気的にインターフェイスをとる新規なインターフ
ェイス回路を提供することができる。
信号を発生し、および患者モニタにより提供される単一
のモニタ励起信号からその単一電力源の全てを引き出す
インターフェイス回路を提供することができる。
きさが変動する場合も含めて、多数の種々のモニタ励起
信号フォーマットの内のいずれか1つから正しいレベル
の電力を導くことができるインターフェイス回路を提供
することができる。
ューサ・センサを種々の異なる種類の患者モニタとイン
ターフェイスすることを可能とするインターフェイス回
路を提供することができる。
提供されるモニタ励起信号の波形に対して過度に負荷を
かけない、あるいは歪めないインターフェイス回路を提
供することができる。
タから電気的に絶縁するインターフェイス回路を提供す
ることができる。
大きさとセンサにより検出された圧力の大きさとの双方
に比例する応答信号を患者モニタに供給し、それにより
標準的なホイートストーン・ブリッジ型のトランスデュ
ーサの応答を模擬するインターフェイス回路を提供する
ことができる。
ら逸脱することなく他の特定の形態で実現してもよい。
上述した実施例は、あくまでも図示のためだけのもので
あり、限定的なものではない。従って、本発明の範囲
は、上述した記載よりも特許請求の範囲の記載により示
される。特許請求の範囲の意味および等価の範囲内の全
ての変更は、本発明の範囲内にあるものとする。
ストーン・ブリッジ型のセンサ装置を患者モニタに相互
接続し、およびインターフェイスする形態を示すブロッ
ク図である。
タをカテーテル先端センサと接続するために使用されて
いる本発明の一実施例の斜視図である。
成する構成要素をさらに詳細に示すブロック図である。
ク図である。
詳細に示す図である。
分を構成する回路をより詳細に示す図である。
Claims (11)
- 【請求項1】 患者の生理学的条件を測定するシステム
で用いられるインターフェイス回路であって、 励起源により発生された励起電力信号を電気的に受信
し、その受信された信号から少なくとも1つの未調整電
源電圧を取り出すためのバイポーラ供給手段であって、
前記少なくとも1つの未調整電源電圧は前記励起電力信
号の大きさに比例する大きさを持つバイポーラ供給手段
と、 前記少なくとも1つの未調整電源電圧に応答して、生理
学的センサ装置に対する励起信号として使用されるセン
サ励起信号と少なくとも1つの固定出力供給電圧とを提
供するための電圧変換手段とを具備したことを特徴とす
るインターフェイス回路。 - 【請求項2】 前記励起電力信号は、複数の大きさおよ
び周波数の値のいずれか1つから選択された大きさおよ
び周波数を持つ電圧の形態であることを特徴とする請求
項1記載のインターフェイス回路。 - 【請求項3】 前記生理学的センサ装置は、その上に形
成されたホイートストーン・ブリッジ型の回路を持つ半
導体トランスデューサであることを特徴とする請求項1
記載のインターフェイス回路。 - 【請求項4】 前記励起源は患者の生命信号モニタであ
ることを特徴とする請求項1記載のインターフェイス回
路。 - 【請求項5】 抵抗性ネットワークのインピーダンスを
模擬し、それにより前記励起電力信号が歪められるのを
防止するためのAC電力フィルタ手段を更に具備したこ
とを特徴とする請求項1記載のインターフェイス回路。 - 【請求項6】 前記少なくとも1つの未調整電源電圧
は、大きさが実質的に等しいが極性が反対の正の供給電
圧と負の供給電圧を含み、該正と負の供給電圧は実質的
にDC成分だけを持つことを特徴とする請求項1記載の
インターフェイス回路。 - 【請求項7】 前記励起電力信号がACのときAC動作
モードで、前記励起電力信号がDCのときDCバイパス
モードで前記インターフェイス回路を選択的に動作させ
るためのバイパス手段を更に具備したことを特徴とする
請求項1記載のインターフェイス回路。 - 【請求項8】 前記電圧変換手段は、前記センサ励起信
号を前記励起電力信号から電気的に絶縁するための手段
を具備したことを特徴とする請求項1記載のインターフ
ェイス回路。 - 【請求項9】 前記センサ励起信号に応答して前記セン
サ装置により発生されるセンサ出力信号を受信し、およ
び前記センサ装置により検知された生理学的条件の大き
さに比例する値を表す応答信号を提供するための受信手
段と、 前記応答信号に応答して、前記励起電力信号の大きさに
比例し、かつ生理学的条件の大きさにも比例する大きさ
を持つパラメータ信号を提供するためのスケーリング手
段とをさらに具備したことを特徴とする請求項1記載の
インターフェイス回路。 - 【請求項10】 前記受信手段は、前記センサ出力信号
を前記応答信号から電気的に絶縁するための手段を含む
ことを特徴とする請求項9記載のインターフェイス回
路。 - 【請求項11】 前記パラメータ信号を予め定められた
公称目盛係数にまで減衰させ、それにより模擬センサ信
号を提供するための減衰手段をさらに具備したことを特
徴とする請求項9記載のインターフェイス回路。
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