JPH10500027A - 振幅独立出力を有する医療用センサ - Google Patents

Abstract

(57)【要約】 本発明は、血液特性を検出するための医療用センサを提供する。このセンサは、血液特性に関係するアナログ信号を発生するための変換器を含む。このアナログ信号は、送信信号に変換され、ここで、この送信信号は、遠隔分析器への送信のたｍｎｏ振幅独立形状にある。１つの実施例では、電流-周波数コンバータが、パルス酸素計からの信号を、遠隔パルス酸素計への送信ライン上で送信される周波数信号に変換する。

Description

【発明の詳細な説明】 振幅独立出力を有する医療用センサ 詳細な説明 技術分野 本発明は、医療用センサに関し、特に、このようなセンサにより送信のために 生成される信号に関する。従来技術の背景 非反転光電パルス酸素計が、医療用センサの一例であり、これは周知のもので あり、例えば、米国特許第４９１１１６７号に説明されている。パルス酸素計は 、典型的に、動脈中の血液の血中酸素飽和を含む血流特性を計測するものである が、これに限定されない。パルス酸素計は、血流のある身体細胞を通じて光を規 則的に送り、細胞における光の吸収を光電的に感知する。光吸収量は、計測され る血液構成物の量を計算するために使用される。 図１Ａ及び１Ｂは、アメリカ合衆国カリフォルニア州プレザントンにあるネル コー社から商業的に入手可能なパルス酸素計モデルＮ-２００のような酸素計１ ００のブロック図である。図１Ａは、センサ、患者モジュール及び酸素計のアナ ログフロントエンドを示す。パルス光を感知及び伝達させるための患者センサ１ １０は、光検出器１１２及び一対の発フォ トダイオード（「ＬＥＤ」）１１４、１１６を含む。典型的に、第１のＬＥＤ１ １４は、赤外領域にある平均波長約９０５ナノメータを有する光を放出する。 光検出器１１２は、赤色及び赤外入射光を検出し、断続して伝達する赤色及び 赤外光の強度の変化に応答して変化する電流を発生する。発生した光検出器電流 の大きさは小さく、典型的に、１×１０^-9アンペアの範囲である。光検出器によ って生成された電流がこのように小さいものであるため、その信号は、ノイズに よる影響を受けやすい。また、生成される低い電流値は、検出した信号が正確に 計測されるべき精度を低減する。光検出器の電流を増幅することによって、ノイ ズ感受性が低減され、検出した信号が正確に計測されるべき精度が改善される。 検出された電流は、患者モジュール１２４の電流-電圧コンバータ兼増幅器１ １８によって、電圧信号１２２に変換され、増幅される。ここで、電流-電圧コ ンバータ兼増幅器１１８は、センサ１１０から分離している。増幅器１１８から のライン１２２のセンサ電流は、アナログフロントエンド回路１２０に与えられ る。ここで、アナログフロントエンド回路１２０は、患者モジュール１２４から のライン１２２の増幅アナログ光信号を受信し、それをフィルターし、処理する 。 フロントエンド回路１２０は、検出した信号を、検出した赤色及び赤外光パルス に対応する赤色及び赤外アナログ電圧信号１２６、１２８に分離する。ライン１ ２２の電圧信号は、ローパスフィルター１３０を通過して不必要な高周波数成分 を取り除き、次に、コンデンサー１３２を通じてＡＣ結合されてＤＣ成分及び不 必要な低周波数成分を取り除く。次に、この信号は、バッファ増幅器１３４を通 過して不必要な低周波数の全部を取り除き、プログラム可能な利得ステージ１３ ６を通じて同期検出器１３８に与えられる信号レベルを増幅し最適化する。 同期検出器１３８は、同期整流電圧信号を発生する。同期検出器１３８は、２ チャンネルゲート回路を含み、信号を２個の成分に分離する。ライン１４０の一 方の成分は赤色光送信を表し、ライン１４２の他方の成分は赤外光送信を表す。 ライン１４０、１４２に分離した信号はフィルターされてストローブ周波数、電 気ノイズ及び環境ノイズを取り除き、次いで、アナログ-デジタルコンバータ（ 「ＡＤＣ」）部１４４（図１Ｂ）によりデジタル化される。ヂジタル化された信 号１４６はマイクロプロセッサ１４８で使用され、血中酸素飽和レベルを計算す る。 検出された電流の増幅が酸素飽和計算の精度を改善して も、増幅に必要な回路を付加すると、システムのコスト電力浪費を増大し、又、 多くの誤差を生じる原因となる。図１に示す例は、検出した信号の増幅のため、 増幅器１１８、１３４、１２６、１２８を含んでいる。 増幅回路を要しない別の血中酸素飽和計測用装置及び方法が必要である。発明の概要 本発明は、血液特性を検出するための医療用センサを提供する。このセンサは 、血液特性に関係するアナログ信号を発生するための変換器を含む。このアナロ グ信号は、遠隔分析器への送信のための振幅独立形状（amplitude-independent form）の送信信号に変換される。この信号は振幅独立である。これは、信号の情 報内容が、信号の振幅の変化に影響されないからである。振幅独立信号の例には 、周波数変更波形やデジタルパルス列がある。本発明の１つの実施例では、電流 -周波数コンバータが、パルス酸素計センサからの信号を、遠隔パルス酸素計へ の送信ライン上で送信される可変周波数信号に変換する。 変換器及び変換手段は、単一の半導体チップに集積される。ここで、単一の半 導体チップは、センサに隣接して取り付けられるか又はセンサ自体に取り付けら れる。１つの実施 例では、自動利得制御（ＡＧＣ）回路が電流-周波数コンバータに接続され、電 流-周波数コンバータの通常の動作周波数を設定する。センサが光検出器である ときは、光-周波数コンバータが使用される。 信号の他の振幅独立形状は、電流-周波数コンバータによって生成された周波 数変更波形に代えて使用される。パルス幅変調信号が使用できる。他の例として 、いずれのデジタル送信技術も使用できる。周波数又はデジタル通信の利点は、 振幅従属（amplitude dependent）ではないことであり、このことから、比較的 、ノイズに対する免疫性をもっていることである。よって、センサ又は同軸ケー ブルの次の前増幅器の必要性がない。また、周波数又はデジタル信号が直接使用 できるため、遠隔分析器（例えば、パルス酸素計）の変換回路を除くことができ る。 １つの実施例では、電流-周波数コンバータのような変換手段が遠隔分析器自 体にある。これは、分析器への送信中のノイズに対する免疫性がなくても、幾つ かの回路をなくしてコストを削減する。 本発明の他の特徴及び利点が明細書及び図面の他の部分からわ明らかになるで あろう。図面の簡単な説明 図１Ａ及び１Ｂは、従来技術のパルス酸素計のフロントエンドのブロック図で ある。 図２は、本発明の集積パルス酸素計のフロントエンドのブロック図である。 図２Ａは、２個のＡＧＣ回路を使用する図２の酸素計の変形例のブロック図で ある。 図２Ｂは、２個の電流-周波数コンバータを有する２チャンネルを使用する図 ２の酸素計の第２の変形例のブロック図である。 図３Ａは、図１Ａ及び１Ｂに示す酸素計の赤色及び赤外のＬＥＤにより生成さ れたパルス列のグラフである。 図３Ｂは、図１Ａ及び１Ｂに示す酸素計の増幅器兼電流-周波数コンバータの 出力信号のグラフである。 図３Ｃは、図２に示す実施例の電流-周波数コンバータからの出力信号のグラ フである。 図４は、本発明の集積パルス酸素計のフロントエンドの変形例のブロック図で ある。 図５は、電流-周波数コンバータの容量に対する通常の出力周波数のグラフで ある。好適実施例の説明 図２は、センサ２１０、自動利得制御（ＡＧＣ）回路２１ １、電流-周波数コンバータ２１２及び信号処理ユニット２１４を有する本発明 の実施例を示す。センサ２１０は、ＬＥＤ２１６、２１８及び光検出器２２０を 含む。 ２個のＬＥＤ２１６、２１８は、２個の異なった平均波長を有し、一方のもの は、赤色光範囲の約６６０ナノメータの平均波長を有し、他方のものは、赤色外 光範囲の約９０５ナノメータの平均波長を有する。これら２個のＬＥＤへの二極 駆動電流が、回路（図示せず）によりライン２１７で与えられる。２個以上の波 長又は１個以上の検出器を有する変形的な実施例が可能である。 典型的に、光検出器２２０はフォトダイオードである。フォトダイオード２２ ０は、患者の細胞を介して伝達された光のレベルを検出し、赤色及び赤外光の両 方の検出成分を表すライン２２２の出力電流信号を発生する。 光検出器の出力信号２２２は、電流-周波数コンバータ２１２に入力される。 光学ＡＧＣ回路２１１は、コンバータ２１２に接続される。電流-周波数コンバ ータは、従来技術で周知のものである。電流-周波数コンバータ２１２は、光検 出器の出力信号２２２をライン２２４の信号に変換する。ここで、ライン２２４ の信号の波長は、光検出器２２０で受信した光の強度とともに変化する。典型的 に、この周波数は、受信し た光の強度が増加すると、増加する。 電流-周波数コンバータ２１２の出力は、ワイヤー（wire）で信号処理ユニッ トに送信できる。変形的に、光学送信器２１２が使用されてもよく、このとき、 受信器及び入力回路２１５が、送信された光学信号を受信するために処理ユニッ ト２１３に設けられる。他の実施例では、ＲＦ送信が、光学送信に代えて使用で きる。本発明は、周波数又はデジタル信号を光（例えば、ＩＲ）又はＲＦ送信の 変調に直接に使用できる能力がある、という利点を有する。 多くのパルス酸素計では、時間とともに変化する信号成分が信号振幅全体の幾 つかの計測値で割ることによって正規化されるところの工程がコンピュータ演算 に含まれる。例えば、信号の「ＡＣ」成分が振幅の局部的な最大値と最小値との 間の差で特徴づけられているとき、赤色波長に対しては、例えば、赤色正規化振 幅＝（最大値−最小値）／最小値、又は（最大値−最小値）／（最大値及び最小 値の平均値）が得られる。自動利得制御回路２１１は、このようなパルス酸素計 に対しては最適であり、ＡＧＣ回路を通じての利得の変化は、最終結果に何等影 響を与えない。ＡＧＣは、酸素計信号プロセッサからの信号によって制御され、 電流-周波数コンバータの出力が酸素計信号プロセッサ２１４の範囲外である ときはいつでも公称の出力周波数を調整する。 ＡＧＣ回路２１１及び選択的光学送信器２１３を接続した電流-周波数コンバ ータ２１２は、センサ２２０とパルス酸素計信号プロセッサ２１４との間の患者 モジュールに配置できる。変形的な実施例では、電流-周波数コンバータ及び関 連する回路は、センサハウジング２１０のセンサと組み合わされる。その他の実 施例では、電流-周波数コンバータは、処理ユニット２１４内にある。この後者 の実施例では、他の実施例にあるノイズに対する免疫性をもたないが、回路を削 減する。 図２Ａは、２個のＡＧＣ回路２４０、２４２を使用する変形例を示す。これは 、赤色及び赤外の波長のための２個の異なった利得設定が可能である。ライン２ １７のＬＥＤパルス信号は、マルチプレクサ又はスイッチ２４４に与えられる。 ここで、マルチプレクサ又はスイッチ２４４は、赤色又はＩＲのＬＥＤのいずれ がパルス状にされるかに従う２個のＡＧＣ回路の間で選択する。変形的に、図２ に示すような単一のＡＧＣが使用され、このとき、ライン２１７のパルス信号が 赤色及びＩＲのための２個の異なった利得設定の間でＡＧＣをスイッチするため に使用される。この実施例は、スイッチング周波数がＡＧＣに対して利得レベル をスイッチす るのに十分な時間を許容とするときに可能である。赤色及びＩＲの両方のための 単一のＡＧＣ設定を有する図２の実施例は、両方の波長の公称の周波数が酸素計 信号プロセッサの範囲の中心にあるときに動作する。 図２は、２個の別々の電流-周波数コンバータ２５０、２５２を有する２個の 別々のチャンネルを使用するその他の実施例を示す。電流-周波数コンバータの 各々は、スイッチ２５４を介して光検出器２２０に接続されている。このスイッ チは、ライン２１７のＬＥＤパルス信号によって制御される。各々のチャンネル は、それ独自のＡＧＣ回路をもっている。電流-周波数コンバータの出力は、ラ イン２１７のＡＧＣパルス信号によって制御される他のスイッチ又はマルチプレ クサ２６０を通じて選択される。よって、各々のチャンネルは、それ独自のＡＧ Ｃによって設定されたその公称の周波数を有し、パルス状にされる赤色及びＩＲ のＬＥＤの両方の入力及び出力において同時に選択される。 図３Ａ及び３Ｂは、図１に示す酸素計システム１００の電流-周波数コンバー タ１２０（図３Ｂ）による信号出力１２２と赤色及び赤外ＬＥＤ１１４、１１６ （図３Ａ）を駆動するパルス列を示す。図３Ｄは、図２に示す酸素計システム２ ００の電流-周波数コンバータ２１２によって生成されたライン ２２４の同等の信号３１２と電流-周波数コンバータ２１２からの従来技術の信 号３１０を示す。信号３１２の周波数は、赤色ＬＥＤがパルス化されるときに、 周期３１４の間で第１の値であり、赤色ＬＥＤがオフであるときに、周期３１６ の間で第２の残りの値である。同様に、異なった周波数が、ＩＲのＬＥＤがパル ス化されるときに、周期３１８の間で送信され、信号３１２が、ＩＲのＬＥＤが オフであるときに、周期３２０の間で残りの周波数値に戻る。 図２を参照すると、電流-周波数コンバータ２１２によって生成された周波数 信号２２４は、情報を伝えるために必要な丁度２階級の嵩及び低レベルの検出で 信号処理ユニット２１４による正確な読み取りに対して十分な大きさの信号を発 生する。よって、図１に示す光検出器の出力信号の増幅及び対応する増幅、フィ ルタ及び同期検出回路の必要性が省かれる。このことから、本発明は、図１に示 す従来技術のシステムで必要な電流-電圧コンバータ１１８、アナログフロント エンド回路ブロック１２０及びアナログ-デジタル変換回路ブロック１１４を必 要としない。よって、本発明は、従来技術の酸素計システム１００と比較して、 回路を削減している。このような回路の削減が、酸素計システムのコスト及び電 力消費を低減し、精度を向上し、より小型化にして、移動可能 な酸素計にする。 さらに、図１に示す酸素計システムの増幅回路は、アナログ回路を駆動するた めに±１５ボルトの電力供給が必要である。しかし、アナログ回路が本発明の使 用によって省かれるため、１５ボルトの電力供給を標準の単極５ボルトの電力供 給に代えることができる。電圧の低減は重要である。これは、減少した電圧が電 力消散を減少させるからである。減少した電力消散は、電源用にバッテリーを使 用する酸素計の応用では特に重要である。 好適に、正弦波出力のものよりもむしろ、変化する周波数のパルス列出力を発 生する電流-周波数コンバータが使用される。電流-周波数コンバータの出力２２ ４がデジタル信号であるため、ライン２２４の信号は信号処理ユニット２１４へ 直接に入力される。信号処理ユニット２１４は、典型的に、３２ビット-マイク ロプロセッサ２２６と、データバス２２８、ＲＡＭ２３０、ＲＯＭ２３２、在来 のＬＥＤ表示デバイス２３４及びシステムタイミング回路２３６を含む関連補助 回路とから成る。１つの好適実施例では、３２ビット-マイクロプロセッサ２２ ６は、アメリカ合衆国カリフォルニア州サンタ・クララにあるインテル・コーポ レイションにより製作されたモデル８０３８６である。 信号処理ユニット２１４へ供給されるライン２２４の信号は、典型的に、１０ から７００ＫＨｚの範囲にある。通常のデジタル入力は、信号処理ユニットのク ロック周期の各々を読み取られ、その階級を決定する。低誤差率で読み取られる デジタル入力の順序に従って、信号処理ユニット２１４を駆動するマイクロプロ セッサ２２６が、電流-周波数コンバータ２１２の少なくとも３から５倍の速さ で動作する。しかし、典型的に、マイクロプロセッサ２２６は、１０ＭＨｚから ３０ＭＨｚの周波数の範囲で動作する。 信号処理ユニット２１４への入力信号は、最初に、受信器及び入力回路２６４ によって受信される。光送信器２１３が使用されるところで受信器が使用され得 る。入力信号は、受信した信号に対応する計数を発生し、これは、マイクロプロ セッサ２２６により周期的に採取される。１つの実施例では、入力回路２６４は 、特殊なデジタル信号プロセッサチップである。このような形状は、信号分析演 算を非常に嵩度にする。これは、このような演算を実施するためのプロセッサ２ ２６の時間の大半を自由にするからである。 図２に示す実施例では、同期検出器が省かれ、マイクロプロセッサが、パルス 信号のタイミングに基づいて赤色及び赤外信号を分離する。ＬＥＤ２１６、２１ ８への駆動電流が信 号処理ユニット２１４により与えられることから、マイクロプロセッサ２２２６ は、ＬＥＤによって生成された赤色及び赤外信号のタイミングを知り、したがっ て、周波数信号のタイミングが赤色及び赤外信号に応答して生成される。よって 、マイクロプロセッサがこの周波数信号を直接に受信することから、入力をマイ クロプロセッサへ与える前に、検出した赤色及び赤外の検出信号を分離する必要 がない。 変形例では、赤色及び赤外周波数信号の分離が、赤色と赤外の周波数信号を交 番するタイミングを生成するマイクロプロセッサ２２６に基づいて行われない。 デジタルＩ／ＯラインがＬＥＤ駆動ラインからマイクロプロセッサ２２６へと接 続される。マイクロプロセッサ２２６へ入力されるＩ／Ｏラインが高いか低いか に基づいて、周波数信号が赤色又は赤外ＬＥＤによって生成された場合をマイク ロプロセッサが知る。 図４に示す変形例では、光検出器及び電流-周波数コンバータの両方が、例え ばテキサス・インスツルメントのＴＳＬ２２０のような光-周波数コンバータに 置き換えられる。ＴＳＬデバイス４１４は、フォトダイオート及び電流-周波数 コンバータを組み合わせる。光-周波数コンバータ４１４のライン４１６の出力 電圧はパルス列であり、このパルス列の周波数 は、光-周波数コンバータ４１４により受信される光強度に正比例する。 ＴＳＬ２２０デバイス４１４のような光-周波数コンバータを使用することの 利点は、光検出器及び電流-周波数コンバータが組み合わされ、これによりシス テムのコストが削減されることである。ＴＳＬ２２０の出力周波数範囲は、外部 コンデンサー又はＡＧＣ回路４２０を光-周波数コンバータに取り付けることに より変化し得る。外部コンデンサーを使用した場合、その値は典型的に０．１か ら１００ｎＦの範囲にある。図２Ａ及び２Ｂに示すような実施例が、多重光-周 波数コンバータを有する多重ＡＧＣ回路又は多重チャンネルとともに使用される 。 図５は、外部コンデンサーの値に対する出力周波数のグラフである。ノードに おける容量が増加すると、出力周波数が減少する。この容量は、精密な周波数を 与えることができる程度に精密である必要がない。これは、周波数、正規化値の 比であり、図２に関して説明したように重要なものである。 典型的に、従来技術のモジュールは、ケーブルにより光検出器センサとは別々 にされている。このケーブルにより付加される容量のため、ケーブルの長さを最 小にすることが望まれる。光-周波数コンバータ２１２が必要的にセンサに含ま れ る。光-周波数コンバータ２１２を加えることにより、患者モジュールが省かれ る。ケーブルの長さを長くすることに関連して増加した容量及びノイズがパルス 列周波数信号に影響しないため、酸素計へのケーブルの長さを増加できる。セン サと酸素計モニタとの間のケーブルの長さを増加することが望まれる。これは、 患者の移動能力を増加させるからである。 幾つかのパルス酸素計では、ＥＣＧ信号が、米国特許第４９１１１６７号に説 明されるような光パルスに心拍を相関させるのに適している。本発明の変形例で は、ＥＣＧ信号は、電圧-周波数コンバータに入力され、ＥＣＧが周波数に基づ いた信号のように伝えられる。周波数に基づいたＥＣＧ信号は、米国特許第４９ １１１６７号に説明される方法に従ってしようされる。電流-周波数コンバータ により生成された周波数信号と同様に、周波数に基づいたＥＣＧ信号は、ＥＣＧ アナログフロントエンドでみられる増幅回路を必要としない。 当業者には理解されるように、本発明は、その精神又は欠かすことのできない 特徴から逸脱せずに他の特定形状で実施できる。例えば、電圧信号が光検出器か ら出力される場合、電圧-周波数コンバータが電流-周波数コンバータに代えて配 置できる。変形的に、時間-間隔符号化信号が周波数信号に代えてしようできる 。情報が運ばれて、パルスが時間スロット に位置されるか、又は、信号同士の間隔が情報を運ぶ。したがって、本発明の好 適な実施例の開示は、これに限定されることなく、以下の請求の範囲に記載の発 明の範囲にあることを意図とする。

【手続補正書】特許法第１８４条の８ 【提出日】１９９５年７月１４日 【補正内容】 【図２】 【図３】 【図３】 【図４】 【図５】

Claims (1)

1. 【特許請求の範囲】 １．パルス酸素計センサであって、 第１の波長の光を放出するための第１の光エミッタ、 第２の波長の光を放出するための第２の光エミッタ、 前記第１及び第２の光エミッタのパルスを交番して送ることのできる、前記第 １及び第２の光エミッタのための制御入力、 前記第１及び第２の光エミッタから受信した光に対応するアナログ電流信号を 発生するための光電検出器、及び 前記アナログ電流信号を送信のための少なくとも１個の周波数信号に変換する ための、前記光電検出器に接続した電流-周波数コンバータ、 から成るセンサ。 ２．請求項１記載のセンサであって、 前記光検出器及び電流-周波数コンバータが単一の半導体チップに集積され、 さらに、前記電流-周波数コンバータに接続される自動利得制御回路から成り 、前記電流-周波数コンバータの公称出力周波数を制御する、 ところのセンサ。 ３．請求項１記載のセンサであって、 前記周波数信号が、変化する周波数のデジタルパルス列である、 ところのセンサ。 ４．請求項１記載のセンサであって、 さらに、当該センサに接続される酸素計から成り、 前記酸素計が、 入力を有するマイクロプロセッサ、 前記マイクロプロセッサの入力に接続される入力バス、及び 前記入力バスへの前記周波数信号に対応する入力信号を選択的に与えるための 、前記入力バスに接続される入力手段、から成る、 ところのセンサ。 ５．請求項１記載のセンサであって、 前記酸素計が、さらに、当該センサの前記制御入力へのパルス信号を生成する ための手段を含む、 ところのセンサ。 ６．血液特性に対応するアナログ信号を発生するための変換器を有するセンサと ともに使用するモジュールであって、 前記アナログ信号を受信するための入力ライン、 前記アナログ信号を、送信のための振幅独立形状で送信信 号に変換するための手段、及び 前記送信信号を送信するための出力ライン、 から成るモジュール。 ７．請求項１記載のモジュールであって、 前記アナログ信号が電気的電流であり、変換するための前記手段が電流-周波 数コンバータである、 ところのモジュール。 ８．請求項１記載のモジュールであって、 前記変換器が光検出器であり、 前記センサが、 第１の波長で光を生成するための第１の光エミッタ、 第２の波長で光を生成するための第２の光エミッタ、 前記送信信号を受信し処理するための分析システム、及び 当該モジュールを前記システムに接続する送信媒体、 から成る、 ところのモジュール。 ９．請求項１記載のモジュールであって、 前記変換器及び変換するための前記手段が、単一の半導体チップに集積される 光-周波数コンバータである、 ところのモジュール。 １０．血液特性検出方法であって、 センサで前記血液特性に対応するアナログ信号を発生する工程、及び 前記アナログ信号を、送信のための振幅独立形状で送信信号に変換する工程、 から成る血液特性検出方法。 １１．請求項１０記載の血液特性検出方法であって、 さらに、 患者の細胞を通過した後、検出のために第１の波長で光を生成する工程、及び 第２の波長で光を生成する工程、 から成る血液特性検出方法。