JPS6294138A - 血液酸素飽和を心臓内で検出するための測定装置 - Google Patents
血液酸素飽和を心臓内で検出するための測定装置Info
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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
【発明の詳細な説明】
〔産業上の利用分野〕
本発明は、心臓ペースメーカの周波数調節のために血液
酸素飽和を心臓内で検出するための測定装置であって、
送光器および受光器を含む測定プローブを有し、受光器
が送光器から送り出されて血液から反射された光を受け
、また送光器および受光器が２つの共通の導線を経て評
価回路に接続されており、評価回路が測定プローブに一
定の電流または一定の電圧を与える測定装置に関する。
酸素飽和を心臓内で検出するための測定装置であって、
送光器および受光器を含む測定プローブを有し、受光器
が送光器から送り出されて血液から反射された光を受け
、また送光器および受光器が２つの共通の導線を経て評
価回路に接続されており、評価回路が測定プローブに一
定の電流または一定の電圧を与える測定装置に関する。
このような測定装置はドイツ連邦共和国特許第３１５２
９６３号明細書から公知であり、本発明が解決しようと
する問題点を明らかにするため第４図に示されている。
９６３号明細書から公知であり、本発明が解決しようと
する問題点を明らかにするため第４図に示されている。
第４図で測定プローブは発光ダイオード６およびホトト
ランジスタ７から成る１つの組合わせを含んでおり、こ
れらは発光ダイオード６を通る通過電流が光作用により
惹起されるホトトランジスタ７を通る電流により加算的
に重畳されるように並列に接続されている。抵抗日は導
線の抵抗を示す。一定の電流または一定の電圧による評
価回路Ａによる測定プローブの駆動の際に、血液からそ
の酸素飽和に関係して反射された光によりホトトランジ
スタ７に電流が流れ、この電流が測定プローブに電流変
化または電圧変化を生ぜしめる。光反射により発注され
た電圧または電流変化は評価回路内で、発光ダイオード
およびホトトランジスタが駆動された際の測定信号と参
照信号との比較により求められる。
ランジスタ７から成る１つの組合わせを含んでおり、こ
れらは発光ダイオード６を通る通過電流が光作用により
惹起されるホトトランジスタ７を通る電流により加算的
に重畳されるように並列に接続されている。抵抗日は導
線の抵抗を示す。一定の電流または一定の電圧による評
価回路Ａによる測定プローブの駆動の際に、血液からそ
の酸素飽和に関係して反射された光によりホトトランジ
スタ７に電流が流れ、この電流が測定プローブに電流変
化または電圧変化を生ぜしめる。光反射により発注され
た電圧または電流変化は評価回路内で、発光ダイオード
およびホトトランジスタが駆動された際の測定信号と参
照信号との比較により求められる。
第５図には第４図による測定プローブの電流−電圧特性
曲線が示されている。その際、ホトトランジスタ７を通
る電流なしで、すなわち反射なしで生ずる特性曲線は符
号■を付されている。反射ありで生ずる特性曲線は符号
■′を付されている。
曲線が示されている。その際、ホトトランジスタ７を通
る電流なしで、すなわち反射なしで生ずる特性曲線は符
号■を付されている。反射ありで生ずる特性曲線は符号
■′を付されている。
測定のためには、血液酸素飽和ＳＯ２の関数としてのプ
ローブの固有感度Ｅが１つの重要な規範である。以下で
は、この固有感度を一定の電流による作動の際にはＥ、
で表し、また一定の電圧による作動の際にはＥ、で表す
。すなわち、下記のように定義されている。
ローブの固有感度Ｅが１つの重要な規範である。以下で
は、この固有感度を一定の電流による作動の際にはＥ、
で表し、また一定の電圧による作動の際にはＥ、で表す
。すなわち、下記のように定義されている。
一一定のプローブ電流の際： １Ｓ＝ｉ試Ｅ１＝ｄｕｓ
／ｄＳ０２ （ｍＶ／％〕 （１）−一定のプローブ
電圧の際：ｌＪｓ！ｕ訳ＥＵ＝ｄ ｉ ｓ／ｄＳ０２
ＣｍＡ／％〕 （２）その際、第５図に相応して ｕｇ （ｍＶ）＝プローブにおける電圧（センサ＋導
線） ｉ ｓ （ｍＡ）＝プローブにおける電流（センサ＋導
線） ＳＯ２（％）＝ＨｂＯ２／ （Ｈｂ＋ＨｂＯ２）全ヘモ
グロビン（Ｈｂ＋Ｆ（ｂ。
／ｄＳ０２ （ｍＶ／％〕 （１）−一定のプローブ
電圧の際：ｌＪｓ！ｕ訳ＥＵ＝ｄ ｉ ｓ／ｄＳ０２
ＣｍＡ／％〕 （２）その際、第５図に相応して ｕｇ （ｍＶ）＝プローブにおける電圧（センサ＋導
線） ｉ ｓ （ｍＡ）＝プローブにおける電流（センサ＋導
線） ＳＯ２（％）＝ＨｂＯ２／ （Ｈｂ＋ＨｂＯ２）全ヘモ
グロビン（Ｈｂ＋Ｆ（ｂ。
２）におけるオキシゲン化され
たヘモグロビン（Ｈｂ）の割合
である。第５図に相応して固有感度を計算すると、Ｅｌ
およびＥ、は下記のように簡単化される。
およびＥ、は下記のように簡単化される。
Ｅ＋＝−ｉｘ ・ （１／Ｌｏ） ・ （１／ （１
＋Ｋ）２〕 ・ｄＫ／ｄＳｏ２ （３）Ｅｕ
’＝ｕｂ ’ ・Ｌｏ ・ （１／ （１＋ＲＯＬ（１
（１＋Ｋ） 〕 ’） ・ｄＫ／ｄｓｏ ２ （
４）ここで、 Ｒｏ （Ω〕＝発光ダイオード６に対する直列抵抗（
５） Ｌｏ （１／Ω）＝ １／ （ＲＬ Ｅ Ｄ ＋Ｒｏ
）Ｋ＝０における発光ダイオー ドロまたはセンサの電流−電 正時性曲線の立ち上がり ｕｕ ’ （Ｖ）＝ｕｋ ｕｏ＝一定電圧ここでｕ
Ｑは発光ダイオード ６の通過電圧である ＲＬ（Ω〕 センサへの導線の抵抗に−（１／１０
０） ・ｋ〔％〕 光素子の種類、センサジオメ トリ−、センサ上の堆積およ び酸素飽和に関係する光学的 結合率 ｄＫ／ｄｓＯ２ＳＯ２に関係する結合率の変化 である。式（３）および（４）かられかるように、両作
動状態でのプローブの感度は結合率にの増大と共に小さ
くなり、反射プローブのこの２極の実施例に対してのみ
特徴的な挙動を示す。
＋Ｋ）２〕 ・ｄＫ／ｄＳｏ２ （３）Ｅｕ
’＝ｕｂ ’ ・Ｌｏ ・ （１／ （１＋ＲＯＬ（１
（１＋Ｋ） 〕 ’） ・ｄＫ／ｄｓｏ ２ （
４）ここで、 Ｒｏ （Ω〕＝発光ダイオード６に対する直列抵抗（
５） Ｌｏ （１／Ω）＝ １／ （ＲＬ Ｅ Ｄ ＋Ｒｏ
）Ｋ＝０における発光ダイオー ドロまたはセンサの電流−電 正時性曲線の立ち上がり ｕｕ ’ （Ｖ）＝ｕｋ ｕｏ＝一定電圧ここでｕ
Ｑは発光ダイオード ６の通過電圧である ＲＬ（Ω〕 センサへの導線の抵抗に−（１／１０
０） ・ｋ〔％〕 光素子の種類、センサジオメ トリ−、センサ上の堆積およ び酸素飽和に関係する光学的 結合率 ｄＫ／ｄｓＯ２ＳＯ２に関係する結合率の変化 である。式（３）および（４）かられかるように、両作
動状態でのプローブの感度は結合率にの増大と共に小さ
くなり、反射プローブのこの２極の実施例に対してのみ
特徴的な挙動を示す。
ｋ〈１０％すなわちＫ ＜ ０．１であるかぎり、この
プローブの測定特性は問題ない。しかし原理的には、Ｋ
−３ｏ２であり、従ってプローブは限界範囲に〜０．１
で作動するのが有利であるので、電流を節減しかつ高い
ＳＯ２感度を達成するため、できるかぎり高い結合率が
望まれる。それによって、Ｋを高くする反射空間の変化
はプローブ感度の明白な減少に通ずる。心臓内移植の際
に考慮に入れなければならないプローブにおける血液ま
たは組織堆積の際に、このような変化が生ずる。堆積は
、堆積がセンサと血液との間の光の移行、従ってまたフ
ァクタｄＫ／ｄｓｏ２を減衰させることによってだけで
なく、ＳＯ２に関係しない堆積における光反射（以下で
は“零反射”と呼ぶ）の結果としてＫが変化することに
よってもプローブの感度を減する。
プローブの測定特性は問題ない。しかし原理的には、Ｋ
−３ｏ２であり、従ってプローブは限界範囲に〜０．１
で作動するのが有利であるので、電流を節減しかつ高い
ＳＯ２感度を達成するため、できるかぎり高い結合率が
望まれる。それによって、Ｋを高くする反射空間の変化
はプローブ感度の明白な減少に通ずる。心臓内移植の際
に考慮に入れなければならないプローブにおける血液ま
たは組織堆積の際に、このような変化が生ずる。堆積は
、堆積がセンサと血液との間の光の移行、従ってまたフ
ァクタｄＫ／ｄｓｏ２を減衰させることによってだけで
なく、ＳＯ２に関係しない堆積における光反射（以下で
は“零反射”と呼ぶ）の結果としてＫが変化することに
よってもプローブの感度を減する。
感度の減少は、公知の装置では送光器を通って流れる電
流が受光器を通って流れる電流により減ぜられること、
すなわち零反射が増大すると送光器を通って流れる電流
が減少することによっても説明される。
流が受光器を通って流れる電流により減ぜられること、
すなわち零反射が増大すると送光器を通って流れる電流
が減少することによっても説明される。
第６図には、定電流作動の場合について、正規化された
感度Ｅ。Ｉが測定プローブにおける厚みｄの堆積に関係
して示されている。その際に感度Ｅｎｔは、堆積なしで
それぞれ値１が生ずるように正規化されている。前記の
公知の測定装置に対しては特性曲線■があてはまる。そ
の際に堆積の増大と共に感度の強い減少が明らかに認め
られる。
感度Ｅ。Ｉが測定プローブにおける厚みｄの堆積に関係
して示されている。その際に感度Ｅｎｔは、堆積なしで
それぞれ値１が生ずるように正規化されている。前記の
公知の測定装置に対しては特性曲線■があてはまる。そ
の際に堆積の増大と共に感度の強い減少が明らかに認め
られる。
この感度の減少は測定増幅器の分解能に関する問題を生
ずる。すなわち回路費用を過大にしないためには、あま
りに広いダイナミックレンジを有する測定増幅器は使用
することができない。
ずる。すなわち回路費用を過大にしないためには、あま
りに広いダイナミックレンジを有する測定増幅器は使用
することができない。
本発明の目的は、冒頭に記載した種類の測定装置を、測
定プローブにおける堆積の際の感度の減少をわずかにす
るように構成することである。
定プローブにおける堆積の際の感度の減少をわずかにす
るように構成することである。
（問題点を解決するための手段〕
この目的は、本発明による第１の解決策によれば、送光
器に対して並列にトランジスタ回路が配置されており、
このトランジスタ回路が受光器から、その電流消費が光
入射の増大と共に減少するように制御されることにより
達成される。 それによって零反射は測定プローブの電
流／電圧特性曲線の立ち上がりの減少、すなわち感度の
増大を生じさせる。従って、感度は堆積の際に光移行経
路の減衰に基づいてのみ低下し、その際に堆積による感
度の減少が公知の測定装置の場合よりもわずかである。
器に対して並列にトランジスタ回路が配置されており、
このトランジスタ回路が受光器から、その電流消費が光
入射の増大と共に減少するように制御されることにより
達成される。 それによって零反射は測定プローブの電
流／電圧特性曲線の立ち上がりの減少、すなわち感度の
増大を生じさせる。従って、感度は堆積の際に光移行経
路の減衰に基づいてのみ低下し、その際に堆積による感
度の減少が公知の測定装置の場合よりもわずかである。
上記の目的は、本発明による第２の解決策によれば、送
光器に対して直列に第１の抵抗が配置されており、この
抵抗に血液から反射された光に関係して制御可能な要素
が並列に接続されていることにより達成される。それに
よって、反射の増大に伴って送光器を通って流れる電流
が受光器を通って流れる電流により減ぜられることが阻
止され、従って堆積の際の感度の減少が小さくなる。
光器に対して直列に第１の抵抗が配置されており、この
抵抗に血液から反射された光に関係して制御可能な要素
が並列に接続されていることにより達成される。それに
よって、反射の増大に伴って送光器を通って流れる電流
が受光器を通って流れる電流により減ぜられることが阻
止され、従って堆積の際の感度の減少が小さくなる。
送光器を通って流れる電流が受光器を通って流れる電流
により減ぜられることを回避するという思想は両解決策
に共通である。
により減ぜられることを回避するという思想は両解決策
に共通である。
１つの有利な実施態様では、受光器に対して直列に第２
の抵抗が配置されており、またこの直列回路に対して並
列にトランジスタが配置されており、その制御端子が第
２の抵抗および受光器の接続点と接続されている。この
ことは、この接続点がバイポーラトランジスタの使用の
際にはそのベースに、また電界効果トランジスタの使用
の際にはそのゲートに接続されていることを意味する。
の抵抗が配置されており、またこの直列回路に対して並
列にトランジスタが配置されており、その制御端子が第
２の抵抗および受光器の接続点と接続されている。この
ことは、この接続点がバイポーラトランジスタの使用の
際にはそのベースに、また電界効果トランジスタの使用
の際にはそのゲートに接続されていることを意味する。
送光器に対して直列に第１の抵抗が配置されていること
は有利である。それによって、定電流作動時の電流−電
圧特性曲線が全体として一層平らになり、また装置が一
層簡単になる。
は有利である。それによって、定電流作動時の電流−電
圧特性曲線が全体として一層平らになり、また装置が一
層簡単になる。
第２の解決策による簡単な回路は、受光器に対して直列
に第２の抵抗が配置されており、また制御可能な要素が
トランジスタであり、そのベースが受光器および第２の
抵抗の接続点と接続されていることにより得られる。
に第２の抵抗が配置されており、また制御可能な要素が
トランジスタであり、そのベースが受光器および第２の
抵抗の接続点と接続されていることにより得られる。
本発明による第１の解決策の実施例を以下に第１図によ
り一層詳細に説明する。測定プローブを定電流で駆動す
ることが、感度への導線抵抗ＲＬ（９）の影響がないた
めに、有利であることが実証されているので、以下では
直列抵抗ＲＤ （５）を有する回路を説明する。その
際に測定プローブＳはトランジスタ３と、抵抗４および
受光器としてのホトダイオード２の直列回路と、抵抗５
および送光器としての発光ダイオードｌの直列回路との
並列回路を含んでいる。測定プローブＳは評価回路Ａか
ら一定電流ｉｓを与えられる。この場合、血液の酸素飽
和に関係して血液における光の反射が増大すると、ホト
ダイオード２を通って流れる電流が大きくなる。それに
よって、抵抗４を経てトランジスタ３のベースに供給さ
れる電流が減ぜられるので、その導電性が減少する。た
とえば測定プローブＳが反射なしで第５図中に符号■を
付されている電流−電圧特性曲線を有するならば、測定
プローブＳは反射ありではたとえば符号■′を付されて
いる特性曲線を有する。すなわち、一定電流１ｓ＝ｉｌ
による駆動の際に電圧はΔＵだけ増大する。それによっ
て、所望のように、電流−電圧特性曲線Δ１／ΔＵはよ
り平らになり、従ってまた装置の感度はより高くなる。
り一層詳細に説明する。測定プローブを定電流で駆動す
ることが、感度への導線抵抗ＲＬ（９）の影響がないた
めに、有利であることが実証されているので、以下では
直列抵抗ＲＤ （５）を有する回路を説明する。その
際に測定プローブＳはトランジスタ３と、抵抗４および
受光器としてのホトダイオード２の直列回路と、抵抗５
および送光器としての発光ダイオードｌの直列回路との
並列回路を含んでいる。測定プローブＳは評価回路Ａか
ら一定電流ｉｓを与えられる。この場合、血液の酸素飽
和に関係して血液における光の反射が増大すると、ホト
ダイオード２を通って流れる電流が大きくなる。それに
よって、抵抗４を経てトランジスタ３のベースに供給さ
れる電流が減ぜられるので、その導電性が減少する。た
とえば測定プローブＳが反射なしで第５図中に符号■を
付されている電流−電圧特性曲線を有するならば、測定
プローブＳは反射ありではたとえば符号■′を付されて
いる特性曲線を有する。すなわち、一定電流１ｓ＝ｉｌ
による駆動の際に電圧はΔＵだけ増大する。それによっ
て、所望のように、電流−電圧特性曲線Δ１／ΔＵはよ
り平らになり、従ってまた装置の感度はより高くなる。
第６図には、正規化された感度Ｅｎ％と堆積ｄとの関係
が符号■を付して示されている。堆積の際の感度Ｅｎｌ
の減少は単に伝達経路の減衰により生じ、公知の装置の
場合よりもはるかに小さい。
が符号■を付して示されている。堆積の際の感度Ｅｎｌ
の減少は単に伝達経路の減衰により生じ、公知の装置の
場合よりもはるかに小さい。
装置の感度の向上は抵抗５によっても達成される。なぜ
ならば、抵抗５は同じく特性曲線Δ■／ΔＵを平らにす
るからである。
ならば、抵抗５は同じく特性曲線Δ■／ΔＵを平らにす
るからである。
本発明による第２の解決策の実施例が第２図に示されて
いる。その際、測定プローブＳのなかに同じく抵抗４お
よびホトダイオード２の直列回路と、抵抗５および発光
ダイオード１の直列回路とが並列に接続されている。更
に抵抗５には電界効果トランジスタｌＯが並列接続され
ており、電界効果トランジスタ１０のゲートは抵抗４お
よびホトダイオード２の接続点と接続されている。最後
に、発光ダイオード１にダイオード１１が並列に接続さ
れており、その導通方向は発光ダイオードの導通方向と
反対向きである。
いる。その際、測定プローブＳのなかに同じく抵抗４お
よびホトダイオード２の直列回路と、抵抗５および発光
ダイオード１の直列回路とが並列に接続されている。更
に抵抗５には電界効果トランジスタｌＯが並列接続され
ており、電界効果トランジスタ１０のゲートは抵抗４お
よびホトダイオード２の接続点と接続されている。最後
に、発光ダイオード１にダイオード１１が並列に接続さ
れており、その導通方向は発光ダイオードの導通方向と
反対向きである。
この回路において血液における光反射が増大すると、ホ
トダイオード２を通って流れる電流が増大する。それに
よって電界効果トランジスタ１０の抵抗が減ぜられるの
で、全体として発光ダイオードｌを通って流れる電流が
公知の測定装置の場合のようにホトダイオード２を通っ
て流れる電流により減ぜられることはない。それによっ
て、第１の解決策の場合のように、プローブにおける堆
積、従ってまた零反射の増大の際に公知の測定装置の場
合よりも中性な感度の特性が得られる。堆積の厚みｄに
関係しての正規化された感度Ｅｎの変化は第６図中に破
線で記入され、符号Ｖを付されている。符号■を付され
ている公知の測定装置 。
トダイオード２を通って流れる電流が増大する。それに
よって電界効果トランジスタ１０の抵抗が減ぜられるの
で、全体として発光ダイオードｌを通って流れる電流が
公知の測定装置の場合のようにホトダイオード２を通っ
て流れる電流により減ぜられることはない。それによっ
て、第１の解決策の場合のように、プローブにおける堆
積、従ってまた零反射の増大の際に公知の測定装置の場
合よりも中性な感度の特性が得られる。堆積の厚みｄに
関係しての正規化された感度Ｅｎの変化は第６図中に破
線で記入され、符号Ｖを付されている。符号■を付され
ている公知の測定装置 。
の場合よりも感度の減少が明らかにわずかであり、ただ
し符号■を付されている第１の解決策の場合よりも若干
大きいことがわかる。
し符号■を付されている第１の解決策の場合よりも若干
大きいことがわかる。
第１図および第２図による回路中に記入されているダイ
オード１１は参照測定の役割をする。参照測定のために
は、電流方向が反転され、従って発光ダイオードｌを通
っては電流はもはや流れない。それによって、反射され
た光に無関係であり供給導線抵抗９および測定プローブ
の温度のみに関係するａｌｌ定量が得られる。この参照
測定は測定へのこれらの影響の補償のために利用され得
る。
オード１１は参照測定の役割をする。参照測定のために
は、電流方向が反転され、従って発光ダイオードｌを通
っては電流はもはや流れない。それによって、反射され
た光に無関係であり供給導線抵抗９および測定プローブ
の温度のみに関係するａｌｌ定量が得られる。この参照
測定は測定へのこれらの影響の補償のために利用され得
る。
第３図による実施例は第１図および第２図による実施例
の組合わせであり、第２図による回路に比較して測定装
置に対して並列に第１図による実施例の場合のようにト
ランジスタ３が接続されている。発光ダイオード２を通
って流れる電流がより大きくなれば、トランジスタ３の
導電性は同じくより小さくなる。この実施例では測定プ
ローブにおける堆積の際の感度の減少は一層わずかであ
る。
の組合わせであり、第２図による回路に比較して測定装
置に対して並列に第１図による実施例の場合のようにト
ランジスタ３が接続されている。発光ダイオード２を通
って流れる電流がより大きくなれば、トランジスタ３の
導電性は同じくより小さくなる。この実施例では測定プ
ローブにおける堆積の際の感度の減少は一層わずかであ
る。
第１図は本発明による第１の解決策の実施例の回路図、
第２図は本発明による第２の解決策の実施例の回路図、
第３図は第１図および第２図による実施例を組合わせた
実施例の回路図、第４図は公知の測定装置の回路図、第
５図は測定プローブの電流−電圧特性曲線、第６図は定
電流作動時の正規化された感度Ｅｎｌと測定プローブに
おける厚みｄの堆積との関係を示す図である。 １・・・発光ダイオード、２・・・ホトダイオード、３
・・・トランジスタ、４．５・・・抵抗、６・・・発光
ダイオード、７・・・ホトトランジスタ、８．９・・・
４線抵抗、ｌＯ・・・電界効果トランジスタ、１１・・
・ダイオード、Ａ・・・評価回路、Ｓ・・・測定プロー
ブ。
第２図は本発明による第２の解決策の実施例の回路図、
第３図は第１図および第２図による実施例を組合わせた
実施例の回路図、第４図は公知の測定装置の回路図、第
５図は測定プローブの電流−電圧特性曲線、第６図は定
電流作動時の正規化された感度Ｅｎｌと測定プローブに
おける厚みｄの堆積との関係を示す図である。 １・・・発光ダイオード、２・・・ホトダイオード、３
・・・トランジスタ、４．５・・・抵抗、６・・・発光
ダイオード、７・・・ホトトランジスタ、８．９・・・
４線抵抗、ｌＯ・・・電界効果トランジスタ、１１・・
・ダイオード、Ａ・・・評価回路、Ｓ・・・測定プロー
ブ。
Claims (1)
- 【特許請求の範囲】 １）心臓ペースメーカの周波数調節のために血液酸素飽
和を心臓内で、検出するための測定装置であって、送光
器（１）および受光器（２）を含む測定プローブ（Ｓ）
を有し、受光器（２）が送光器（１）から送り出されて
血液から反射された光を受け、また送光器（１）および
受光器（２）が２つの共通の導線を経て評価回路（Ａ）
に接続されており、評価回路（Ａ）が測定プローブ（Ｓ
）に一定の電流または一定の電圧を与える測定装置にお
いて、 送光器（１）に対して並列にトランジスタ回路（３）が
配置されており、このトランジスタ回路が受光器（２）
から、その電流消費が光入射の増大と共に減少するよう
に制御されることを特徴とする血液酸素飽和を心臓内で
検出するための測定装置。 ２）受光器（２）に対して直列に第２の抵抗（４）が配
置されており、またこの直列回路に対して並列にトラン
ジスタ（３）が配置されており、その制御端子が第２の
抵抗（４）および受光器（２）の接続点と接続されてい
ることを特徴とする特許請求の範囲第１項記載の測定装
置。 ３）送光器（１）に対して直列に第１の抵抗（５）が配
置されていることを特徴とする特許請求の範囲第２項記
載の測定装置。 ４）心臓ペースメーカの周波数調節のために血液酸素飽
和を心臓内で検出するための測定装置であって、送光器
（１）および受光器（２）を含む測定プローブ（Ｓ）を
有し、受光器（２）が送光器（１）から送り出されて血
液から反射された光を受け、また送光器（１）および受
光器（２）が２つの共通の導線を経て評価回路（Ａ）に
接続されており、評価回路（Ａ）が測定プローブ（Ｓ）
に一定の電流または一定の電圧を与える測定装置におい
て、 送光器（１）に対して直列に第１の抵抗（５）が配置さ
れており、この抵抗に血液から反射された光に関係して
制御可能な要素（１０）が並列に接続されていることを
特徴とする血液酸素飽和を心臓内で検出するための測定
装置。 ５）受光器（２）に対して直列に第２の抵抗（４）が配
置されており、また制御可能な要素（１０）がトランジ
スタであり、そのベースが受光器（２）および第２の抵
抗（４）の接続点と接続されていることを特徴とする特
許請求の範囲第４項記載の測定装置。
Applications Claiming Priority (4)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| DE3537017.3 | 1985-10-17 | ||
| DE3537017 | 1985-10-17 | ||
| DE19863616524 DE3616524A1 (de) | 1985-10-17 | 1986-05-16 | Messvorrichtung zur intrakardialen erfassung der blutsauerstoffsaettigung |
| DE3616524.7 | 1986-05-16 |
Publications (2)
| Publication Number | Publication Date |
|---|---|
| JPS6294138A true JPS6294138A (ja) | 1987-04-30 |
| JPH07114766B2 JPH07114766B2 (ja) | 1995-12-13 |
Family
ID=25837055
Family Applications (1)
| Application Number | Title | Priority Date | Filing Date |
|---|---|---|---|
| JP61243995A Expired - Lifetime JPH07114766B2 (ja) | 1985-10-17 | 1986-10-14 | 血液酸素飽和を心臓内で検出するための測定装置 |
Country Status (4)
| Country | Link |
|---|---|
| US (1) | US4727879A (ja) |
| EP (1) | EP0220549B1 (ja) |
| JP (1) | JPH07114766B2 (ja) |
| DE (2) | DE3616524A1 (ja) |
Cited By (1)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| JPH06505451A (ja) * | 1991-12-13 | 1994-06-23 | コンラート ホルンシューフ アクチェンゲゼルシャフト | 自動車内部領域用の熱可塑性プラスチックからなる大面積の被覆部品とその製造 |
Families Citing this family (15)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| US4903701A (en) * | 1987-06-05 | 1990-02-27 | Medtronic, Inc. | Oxygen sensing pacemaker |
| US4815469A (en) * | 1987-10-08 | 1989-03-28 | Siemens-Pacesetter, Inc. | Implantable blood oxygen sensor and method of use |
| US5040538A (en) * | 1989-09-05 | 1991-08-20 | Siemens-Pacesetter, Inc. | Pulsed light blood oxygen content sensor system and method of using same |
| US5113862A (en) * | 1990-09-25 | 1992-05-19 | Siemens Pacesetter, Inc. | Blood oxygen sensor having leakage compensation |
| US5267564A (en) * | 1991-06-14 | 1993-12-07 | Siemens Pacesetter, Inc. | Pacemaker lead for sensing a physiologic parameter of the body |
| US5411532A (en) * | 1993-06-04 | 1995-05-02 | Pacesetter, Inc. | Cardiac pacemaker having integrated pacing lead and oxygen sensor |
| US6248080B1 (en) | 1997-09-03 | 2001-06-19 | Medtronic, Inc. | Intracranial monitoring and therapy delivery control device, system and method |
| US6144866A (en) * | 1998-10-30 | 2000-11-07 | Medtronic, Inc. | Multiple sensor assembly for medical electric lead |
| US6731976B2 (en) | 1997-09-03 | 2004-05-04 | Medtronic, Inc. | Device and method to measure and communicate body parameters |
| US6134459A (en) * | 1998-10-30 | 2000-10-17 | Medtronic, Inc. | Light focusing apparatus for medical electrical lead oxygen sensor |
| US6198952B1 (en) | 1998-10-30 | 2001-03-06 | Medtronic, Inc. | Multiple lens oxygen sensor for medical electrical lead |
| US5902326A (en) * | 1997-09-03 | 1999-05-11 | Medtronic, Inc. | Optical window for implantable medical devices |
| US6125290A (en) * | 1998-10-30 | 2000-09-26 | Medtronic, Inc. | Tissue overgrowth detector for implantable medical device |
| US6125291A (en) * | 1998-10-30 | 2000-09-26 | Medtronic, Inc. | Light barrier for medical electrical lead oxygen sensor |
| US6163723A (en) * | 1998-10-22 | 2000-12-19 | Medtronic, Inc. | Circuit and method for implantable dual sensor medical electrical lead |
Family Cites Families (3)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| US3815583A (en) * | 1972-01-19 | 1974-06-11 | T Scheidt | Pulse monitoring system |
| DE3107128C2 (de) * | 1981-02-26 | 1984-07-05 | Heinze, Roland, Dipl.-Ing., 8000 München | Regelschaltung zur Anpassung der Stimulationsfrequenz eines Herzschrittmachers an die Belastung eines Patienten |
| DE3222279A1 (de) * | 1982-06-14 | 1983-12-15 | Nicolay Gmbh, 7312 Kirchheim | Pulsfrequenz-messgeraet |
-
1986
- 1986-05-16 DE DE19863616524 patent/DE3616524A1/de not_active Withdrawn
- 1986-10-06 US US06/915,675 patent/US4727879A/en not_active Expired - Fee Related
- 1986-10-06 EP EP86113803A patent/EP0220549B1/de not_active Expired - Lifetime
- 1986-10-06 DE DE8686113803T patent/DE3677563D1/de not_active Expired - Fee Related
- 1986-10-14 JP JP61243995A patent/JPH07114766B2/ja not_active Expired - Lifetime
Cited By (1)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| JPH06505451A (ja) * | 1991-12-13 | 1994-06-23 | コンラート ホルンシューフ アクチェンゲゼルシャフト | 自動車内部領域用の熱可塑性プラスチックからなる大面積の被覆部品とその製造 |
Also Published As
| Publication number | Publication date |
|---|---|
| DE3616524A1 (de) | 1987-04-23 |
| EP0220549A1 (de) | 1987-05-06 |
| US4727879A (en) | 1988-03-01 |
| EP0220549B1 (de) | 1991-02-20 |
| JPH07114766B2 (ja) | 1995-12-13 |
| DE3677563D1 (de) | 1991-03-28 |
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