JPH024315A

JPH024315A - ベルト型生理機能モニター

Info

Publication number: JPH024315A
Application number: JP63306786A
Authority: JP
Inventors: Robert J Salem; ロバート　ヨセフ　セーレム; George H Holley; ジヨージ　エイチ．ホリー
Original assignee: American Health Products Inc
Current assignee: American Health Products Inc
Priority date: 1987-12-03
Filing date: 1988-12-02
Publication date: 1990-01-09
Also published as: AU2819789A; EP0363445A4; EP0363445A1; WO1989005116A1; US4909260A

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。

Description

【発明の詳細な説明】［産業上の利用分野］本発明は呼吸及び心拍数などの生理機能をモニターする
装置、更に詳しくは、身体に装着して呼吸及び、又は心
拍数を感知し、機能障害の検出時警報信号を発し得るベ
ルトに関する。

［従来の技術］生理及び心拍作用など身体の生命維持活動の状態をモニ
ターするためのベルトは従来から知られており、例えば
、米国特許第３２６８８４５号に示されており、この特
許では可変抵抗変換器を用いている。また、米国特許筒
４４９４５５３に示されたものは多重インタフタンスフ
ィルを用いており、更には、米国特許第４１２１５７５
号、４１８５６２１号、３７８２３６８号、４１２２８
４３号、３５３０８５１号などにもこの種モニターベル
トが示されている。

また呼吸機能感知用として圧電変換器の利用も知られて
いる。例えば米国特許第４５７６１７９号、３７８２３
６８号、４１６９４６２号、４１８５６２１号、４４４
３７３０号などに示されている。これらの各特許は代表
的に身体の呼吸動作だけでなく種々の方向から発生する
衝撃又は力にまでも感応する圧電変換器の利用を記述し
ている。

このような圧電変換器を用いた装置のあるものは温度が
感知されるべき時は圧力変化を、また圧力が感知される
べき時は温度を、補償し得るように、一対の圧電素子が
互いに連結されている。これが米国特許第３９４０９７
４号、３１８７３００号に示されている。

また電波連結リンクを介してベースユニットと通信を行
う各種の携帯式呼吸機能センサーも記述されている。例
えば米国特許第３９３８５０７号に示されているし、ま
た、米国特許第４３５６８２５号のようにマイクロフロ
セッサを使った装置を備えた生理機能パラメータをモニ
ターするシステムも記述されている。

［発明の概要］この発明におけるベルト型生理機能モニターによれば呼
吸数及び、又は心拍作用等のパラメータをベルトに組込
れた電池を電源とした回路により感知して確実にモニタ
ーし得る。また、警報事態を感知してこの事態を示す信
号を遠隔配置のベースユニットに伝達することが可能と
なっている。

この発明におけるベルト型生理機能モニターは、伸縮自
在の細長の身体胴回りに着用可能なサイズのベルトが用
いられる。このベルトは呼吸作用時、ベルトの長さ方向
の軸線に沿って発生する胴部拡張と収縮に伴う張力変化
を受ける。またこのベルトには、センサー保持体を設け
、ベルトの長さ方向の張力変化の一部を前記ベルトに対
しほぼ横方向の感知軸に沿って作用する相対向する力に
変換可能としている。そのセンサー保持体に圧力変換器
が電気的な呼吸信号を形成するために前記横方向の相対
向する力に対し選択的に反応し得る方向で配置されてい
る。

更にこの発明におけるベルト型生理機能モニターによれ
ば身体の動きとほぼ無関係に呼吸作用が検出可能であり
、例えば、このベルトを幼児に装着した場合、幼児が自
由に動き、転げ回れるのでセンサーを押えつけるなどベ
ルトに通常の身体動作が加わるが、それでも確実に呼吸
の検出が可能である。従ってこの発明のベルトモニター
は誤警報のでる率を最小として無呼吸状態を感知しよう
とする場合に特に有効である。

尚、変換器は各種のタイプが使用できるが変換器又はセ
ンサーは一対の圧電性平面素子により形成されるのが好
ましい。この一対の圧電素子は間にスペーサーを介装し
て互いに平行に配置される。

これら圧電素子がその平面に対し横方向に発生する曲げ
力に反応して、電気信号を発生する。また各々の素子は
相互に連結することにより、各々の電気出力が相対向す
る方向の曲げ力に反応して互いに補完し合い、また、単
一方向の力に対しては互いに相殺されるようになってい
る。この相殺は、身体の衝撃又は温度変化により発生し
た単一方向の力によって起こる。

圧電素子はセンサー保持体中の折りたたみのポケット部
の壁間に配置され、ポケット部は該ポケット部の相対向
する壁部が前記ベルトのセンサーにおける引張力とほぼ
平行となるよう配置される。

これにより、呼吸作用によってベルトの張力が変化し前
記ポケット部の各壁部が互いに接近したり遠ざかったり
し、圧電素子へ相対向する方向の可変の曲げ力が加わり
、この圧電素子が呼吸作用のモニターに検出され、利用
される有用な信号を発生するのである。

このセンサー構造によってそれ以外の身体活動へ反応せ
ずに呼吸作用を、感知検出できる。尚、患者が睡眠中に
寝返って前記センサーを押しつけたり、偶然に衝撃を与
えてしまったとしても前記センサーの指向性により信号
反応は最小限に抑えられる。このことは圧電素子と保持
体とを堅固なハウジング内に収容し、且つ、保持体をベ
ルトに対し「直列」に支持することにより更に強化され
ている。

本発明の呼吸感知モニターの使用時、心臓鼓動によるベ
ルト変化も検出され得る。この心臓鼓動部分は、高い周
波数の心臓鼓動信号を低い周波数の呼吸信号から分離し
得る適当なフィルターにセンサー信号を加えることによ
り分離される。

更に本発明による生理機能モニターの一形態として、各
々はぼ平坦な複数のモジュールが、該モジュールを身体
へ順応させ得る程柔軟であるが伸縮性のないウェブを用
いて関節状に相互に接続される。そのウェブに沿って電
導体を取付けて前記各モジュールを相互連結させる。こ
の場合前記モジュールのうち１つは取替え可能な電池を
備え、また別の１つは呼吸センサーを備え、さらに、残
りのモジュールはこのモニターと前記電池の操作に必要
な適当な回路を備える。また、心電計測定に用いる従来
からある取替え可能な心電計センサー取付は用のコネク
ターを設け、更に、柔軟なシール素子を隣接するモジニ
ール間に取付けて異物の侵入を防止すると共に関節状の
モニターベルトを保護し得るようにする。

更に本発明モニターベルトによると事前の操作状態が不
揮発性メモリーに保存されるので、重大な機能障害発生
前の時点の患者の生理機能の分析も可能である。また、
このモニターの動作具合も確認可能であるし、分析のた
めのアナログ測定も都合よ（可能となっている。

［発明が解決しようとする課題］従って本発明の目的は、携帯式で通常の身体動作による
誤警報は少なく、確実な操作性を有して通常の身体活動
時の測定値を感知し得る生理機能モニターを提供するこ
とである、更に、信頼性高く携帯式の呼吸及び心臓活動
モニターの提供並びに圧力センサーの提供を目的として
いる。

以上の本発明の利点及び目的は図面に基づいて行なう本
発明の携帯式呼吸及び心拍数モニターの説明により更に
明白となるであろう。

［実施例および効果］第１図から第５図に示した本発明のベルト型生理機能モ
ニター２０はベルト２２と相互連結した複数のモジュー
ル２４．２６．２８．３０．３２とを備える。ベルト２
２は身体、例えば胸まわりに取付けるために必要なサイ
ズとなるようサイズ調節可能である。また前記ベルト２
２は伸縮自在であり、それ自身を輪状に回してバックル
３４が取付けられる。モジュール２４〜３２は関節状モ
ジュール部を形成するために、柔軟で非伸縮の状態で互
いに連結されている。そこではコネクタ３６．１．３６
．２．３６’：　３ヘスナツプ止めされる心電計電極接
触子（図示せず）と共に前記各モジュールがこのベルト
の使用時身体の皮膚に対向しうるようになっている。

前記各モジュール２４．２６．２８．３０および３２は
弾性及び柔軟性を備えたシリコンゴム性スリーブ３８を
ともなうプラスチック製のハウジングから形成されてい
て、各スリーブ３８は接着されて各モジニール間に位置
し、連結ウェブを保護すると共に電気回路へのアクセス
を防止するようにしている。

また、マイクロプロセッサ−への電気的接続は個々にカ
バーされた３つのコネクタポート４０．１．４Ｇ、　２
．４０．３を介して行なわれる。尚、コネクタポートの
詳細は第１図〜第５図には示していないので第６図を参
照のこと。すなわち、着脱可能なヒンジ式のカバー４２
．１．４２．２．４２．３　（第３及び１０図参照）を
介してコネクター４０．１．４０．２．４０．３との電
気的な接続がされる。尚、呼吸モジュールのうち１つが
故障した場合のために２個の呼吸モジュールが使用され
る。

着脱可能なデイスプレィ４３は直接前記ポート４０゜２
に接続され、従来よりある液晶表示によって心拍数や呼
吸数を表示する。このデイスプレィ４３はこの携帯のベ
ルト型生理機能モニター２０の使用時に服の衿などに取
付けられるためのクリップ４４を有する。″心拍、呼吸
作用及びその他の警報状況などは、モジュール２６内の
電波トランスミツターにより遠隔受信／モニター装置４
５に送信される。この受信モニター装置は前記電波トラ
ンスミッターに適合する受信機を備え、更にベルト型生
理機能モニター２０から送信される警報情報のタイプを
判断する適当な解読ネットワークを備える。尚、受信／
モニター装置４５は目視及び可聴警報器を備えている。

また、通常は接続されないプログラム装置４６は、その
使用時、担当医師によるモジュール２８内の不揮発性メ
モリーへの警報限界のプログラムおよびこの不揮発性メ
モリーの記憶内容の読取りとを可能とさせる。プリンタ
４７はこの装置４６の一部として含まれており、警報状
況発生以前及び以後の短い時間間隔内の呼吸数及び心拍
数など患者の生理機能パラメータの目視検査が可能とな
る。

尚、第２図及び第６図に示すように、モジュール２４は
心電計電極用のコネクタポート３６．１と呼吸変換器４
８．１とを備える。モジュール２６はトランスミッタ５
０及び可聴警報器５２、モジュール２８はマイクロプロ
セッサ５４および心電計センサーの一部、そしてモジュ
ール３０は電池５６を備えている。尚、モジュール３２
は心電計センサー用のコネクタボート３６．３および第
２呼吸変換器４８．２を備える。

前述したように前記モジュール２４．２８．３０および
３２はそれぞれ堅固でほぼ平坦なプラスチックのハウジ
ング６０．１〜６０．５により形成され、前記各ノ＼ウ
ジングの側部に穴６２（第８図参照）を有しこの穴６２
内に符号６４．６６で示したウェブを延設して、柔軟な
関節状のベルト型生理機能モニター２０を形成している
。前記ウェブ６４は実質的に伸縮性のない織布により形
成しその両端を環状に折り曲げると共に符号６８で示す
ように幅方向に縫いとじて（第７．９図参照）金属製の
保持軸７０を挿通している。

ハウジング６０．２．６０．３．６０．４はウェブの保
持軸７０のための保持具７２を備えており、保持具７２
に、保持軸７０を確実に受は止め得るサイズの凹部７４
を形成しその凹部に対し保持軸７０を強く摩擦嵌合して
保持する。また、柔軟でかつ弾性を有する連結スリーブ
３８をハウジング６０の周部の溝８０に係合させ、ウェ
ブ６４及び各モジュール間の空隙を前記スリーブ３８に
より囲う。前記スリーブ３８はハウジングに接着され、
シリコンゴムにより形成されている。

両端のモジュール２４と３２はベルト用バックル３４゜
３４°を設け、保持軸７０′は適当な凹部８１に係止し
て取付けられる。バックル３４“は端部環状部８２によ
りベルト２２に対し環状に永久連結される。

また第１１図に示したように、バックル３４は２個の分
離可能なりリップからなり、これらクリップ部のうち雌
側端８４はウェブ６６に、また雄側端８６はベルト２２
に接続されている。そして雄側端８６における着脱可能
なラッチ素子９０はこれに対応する雌側端８４の端縁９
２を係合し、また、抑圧可能なレバー９４は前記ラッチ
素子９０を端縁９２から脱離させるために使用される。

雌側端８４は、前記バックル３４の接続時に雄側端８６
の部材１００により作動される中央シールスイ・ソチ９
８を備える。前記スイッチ９８の作動により、柔軟な電
導体バンド１０２．１に沿ってモジュール２８内のマイ
クロプロセッサへ適当な開始信号が送られこのベルト型
生理機能モニター２０の動作が開始される。

電導体バンド１０２．１（第６図参照）は、必要な部分
が示されているが各種の導体により形成された異なる柔
軟なバンド１０２．２．１０２．３．１０２．４を各モ
ジュール２４〜３２内に延設してなる柔軟な導体構造１
０４の一部である。各モジュール間に伸びるこれら各導
体はモジュール２８への効果的な短い心電計リード線を
構成しており、そのモジニール２８において各電極で感
知された信号が処理されるのである。

呼吸作用は、モジュール２４及び３２にそれぞれ配置さ
れた呼吸センサー４８．１．４８．２により検出される
。センサー４８．２を第１２〜１６図に多少拡大して示
している。図示したセンサー保持体１１０は１つの環に
なった柔軟なウェブ６６により形成される。このウェブ
環状部は平行なパネル部１１４，１１６を形成するため
に縫いつけライン１１２で縫合されている。

パネル部１１４，１１６は圧電式圧力センサー１１８が
取付けられるポケット部１１７を形成している。縫いつ
けライン１２０はウェブ６６の両路端をチャンネル材１
２２を包んで形成し、軸保持部？２．７２°に係止され
る保持軸Ｔｏ、　７０°を受は止めている。

圧電センサー１１８は、１つもしくは好ましくは一対の
互いに平行で平坦な圧電素子１２８．１３０により形成
され得る。これらの圧電素子１２８．１３０はそれぞれ
、導電性があって平坦でかつ屈曲可能で弾性を有した金
属製基板１３２．１３４に取付けられ電気的に接続され
る。一方、絶縁スペーサ１３６は基板１３２と素子１３
０の間に介装され、素子１２８．１３０が屈曲する支点
として働く。また屈曲可能な一対の周部支持体１４０．
１４２を各基板１３２．１３４の周縁部、すなわち第１
６図に示した如（縁部１４４に係止して固定する。また
、支持体１４０に切欠部１４６を設けて、基板１３２及
び素子１２８の表面１４８に接続するリード線を収容す
る。

ウェブ６６により形成されたポケット部１１７のサイズ
は、ウェブ６６が第６．１２．１３図に示したようにベ
ルト型生理機能モニター２０において動作の位置に置か
れた場合に、圧電素子、基板、スペーサ、支持体からな
るサンドイッチ構造が前記パネル１１４．１１６により
確実に収納され得るサイズに選択されている。従って、
ベルト２０が使用され、身体胴部に巻きつけるよう伸延
された時第、１４図矢印１５０、１５２で示した方向の
力によりベルトに張力が生じる。この力が前記ポケット
部の各側部を引張り、該ポケット部の幅を小さくするよ
う動くので、前記各パネル１１４，１１６を介して矢印
１５６．１５８のように相対向する力が作用する。この
力１５６．１５８はこのベルト２０におけるモジュール
３２でのベルト２０中の張力をほぼ横切る方向でかつセ
ンサー４８．１．４８．２の感知軸に対し平行である。

これらの力により、前記パネル１１４，１１６と接触し
ている周部支持体１４０゜１４２が圧電素子１２８．１
３０を屈曲させる。そして前記張力が減少すると矢印１
５０，１５２の力が逆方向となるか又は減少し、圧電素
子１２８．１３０を前記パネルに対し、少なめの張力の
状態へ復帰させるのである。

従って、呼吸作用によるベルト長さ方向の張力変化が横
方向の相対向する力に変換されるので、第１７図に基づ
き説明するように電気的に接続される圧電素子１２８．
１３０の屈曲が生じ、検出用の有用な呼吸信号が生じる
。

呼吸センサー４８．２によれば異常な衝撃や身体動作も
実質的な信号レベルは生じない。例えば、矢印１５６の
方向のみで衝撃があっても、ベルトの張力変化で生じる
ような圧電素子１２８，１３０の屈曲の典型は発生しな
いのである。結果的に、圧電素子１２８、１３０からの
信号出力は呼吸作用の間にベルトの張力変化により生じ
る信号出力より実質的に小さなものとなる。

更に呼吸センサー４８．２を外部の衝撃もしくは身体動
作又は身体位置に対してしゃ断することはこのセンサー
４８．２を剛性ハウジング６０．４内にセンサー素子１
２８．１３０を収納することによって得られる。

このハウジング６０．４は一対の分離可能なセグメン）
　１６０．１６２を第１３図右側に示したように一体に
結合して内箱を形成し、この内箱によって、ウェブのパ
ネル部１１４，１１６の上下にいくらかの余裕をもって
各素子１２８．１３０を収納している。、第１２図に示
したように周部支持体１４０．１４’２はセグメント１
６０中のポスト１６４間にぴったりと合っている。その
ポスト１６４は第１３図に示したように、ねじ１６６と
共にセグメント１６０．１６２を結合するために使用さ
れている。

更に第１７図では呼吸及び心拍機能の検出のためノフロ
ック図を示している。この場合マイクロップロセッサ１
１１０はモジュール２８内に設けられ、警報状態を確認
するためにセンサー信号をモニターするようプログラム
されている。これにより警報出力が発生され、局の可聴
警報発生部１８２と遠隔にある電波トランスミッタ１８
４に入力され、４つの警報状態が確認される。すなわち
、ライン１ｆ１６の信号に基づいて呼吸数の問題が、ま
たライン１８８の信号に基づき心拍数の問題が、更に、
ライン１９０の信号により電池消耗が確認され、更には
また心電計電極の接触不良（ｐｃ）は、両方のライン１
８６と１９０とに同時に信号が発生することにより確認
されるのである。

トランスミッタ１８４は標準型の電波トランスミッタで
あってライン１８６．１８８．１９０の警報状態に反応
して適宜電波信号を発生し遠隔にある受信器（図示せず
）においてこれを解読させると共に、それにともなって
警報を発生させる。

呼吸数は並列に接続されたセンサー４８．１と４８．２
から得られる。これらの各センサーは符号１９４．１９
６のリード線で接続され、相対向する力１５６．１５８
に対応して圧電素子１２８，１３０の相互の屈曲が互い
に接近又は離反するように起こり、ライン１９８．２０
０間に出力電圧が生じる。この出力電圧は各々の圧電素
子１２８．１３０の出力電圧の和となる。したがって圧
電素子１２８．１３０が１５６又は１５８のうちの１つ
の力によって同一方向に曲る場合は圧電素子１２８．１
３０によって発生する電圧は相殺される。

尚、前記センサー４８．　ｌ、　４８．２はベルト２０
において機構上「直列」に設けられているので同じ張力
変化がかかる。したがって図示したように並列に電気的
に接続され得る。前置増幅器がライン２０２に出力信号
を出力し、その前置増幅器の出力信号がしきい値を越え
る時レベル検出器２０４がしきい個発生器２０６と共に
、ライン２０８に呼吸信号を生じさせるのである。

また、前記センサー４８．１．４８．２は軸方向のベル
トの張力変化に対し極めて敏感であるため高い周波数の
心拍により生じる小さな動作にも反応してしまうが、こ
の反応レベルは検出器２０４において適当なコンデンサ
のフィルターを用いることによりライン２０８の呼吸信
号から除去される。ライン２０８の呼吸信号はパルス２
０９の形状を示し、その繰返し率は本発明のベルトを装
着した人の呼吸数を示している。また、リーディングエ
ツジ２１２は胸部又は腹部の吸気又は拡張を示し、一方
トレーリングエッジ２【４は収縮又は呼気を示す。呼吸
数は拡張から拡張までか、連続するリーディングエツジ
２１２間かから測定されるがレーリングエッジ２１２も
使用され得る。この呼吸パルスがマイクロプロセッサ１
８０の入力バスに入力されると、このマイクロプロセッ
サがモジュール２６（第２図参照）の発光ダイオード２
１０を呼吸ごとに発光させる。

コネクタポート３６．１から３６．３に挿入された取替
え可能の心電計電極２２０．１．２２０．２．２２０．
３によって第１７図に示したように心拍信号が発生され
る。

電極２２０．１〜２２０．３には従来からある導電性の
ゼリーを付し、ベルト２０を身体にぴったり巻きつけた
状態で良好な通電性の皮膚接触を得られることを確実に
し、１つの電極２２０．３は回路の接地に接続された基
準電極として動作する。

ライン２２１．１および２２１．２の電極信号が増幅器
２２２．１２２２．２において適宜増幅された後、電極
２２０．１と２２０．２で検出された電極信号Ｃおよび
Ｄは、差動増幅器２２４へ接続される。この作動増幅器
２２４の出力２２６がアナログ心電計信号を形成する。

ちがった患者に対応するために作動増幅器２２４に対す
る種々のゲインが選択できる。このゲイン設定はプログ
ラマ４６（ＦＩＧ、ｌ参照）により行なわれ、アナログ
心電計信号は許容範囲内となる。尚、このゲイン設定は
マイクロプロセッサ１８０に連動した不揮発メモリーに
記憶される。

基準検出器２２８は、ライン２２６における心臓信号の
元のパルス例えば各々の心臓信号の最初のパルスの振幅
値を検知かつ記憶し、出力２３０にその信号を発生させ
る。この検出器２２８はライン２２６上の正の心臓パル
スを積分して最大出力信号を形成する積分回路２３１を
備えている。その基準信号は、それに対して引き続く心
電計信号の存在がフンパレータ２３２によって検出され
るひとつの基準となる。またこの基準信号はネットワー
ク２３４を介する放電により直線的な減少で徐々に減衰
する。また、前記基準値検出器はひとつのピーク検出器
回路となり得る、その回路は他の値でもよいが例えば約
７０パーセント等の心臓信号の最大ピークの所定のパー
センテージの値を検出する。

尚、例えば使用者が電極をぶつける等、通常の身体的動
作によって前記増幅器２２４が飽和し、後続の心臓パル
スがとらえられなくなる程のレベルまで心電図信号が増
大することもあり得るので、連続する心電図信号間の基
準値レベルの置火偏位かリミッタネットワーク２３６に
よって規制されている。これにより、ライン２３０上の
基準レベルが突然の大きな心電図信号変化に対して反応
することを防止する。実際上、この基準レベルの偏位は
前の心電図信号による基準レベルの約３０パーセントに
制限される。この方法により、反復する心臓パルスが増
幅され、かつ、突発的なパルスは無視される。

尚、コンパレータ２３２は、ライン２２６の心電図信号
の振幅がライン２３０の基準レベルを越える毎に、ライ
ン２４Ｇに出力パルスを発生させる。

またネットワーク２５０は、（２２ナノアンペアのオー
ダーの）小さな直流電源を使用して、皮膚と電極２２０
との接触抵抗をモニターするために使われている。尚、
この接触抵抗はベルト２０の使用時に実質的に変化する
。ネットワーク′２５０は（約２２メガオーム）の高イ
ンピーダンス２５２を介してライン２３０の基準信号を
電極２２０．１．２２０．２と、基準インピーダンスネ
ットワーク２５６の入力部２５４とに入力する。

ネットワーク２５６の入力部２５４は、基準インピーダ
ンス２６０によって接地されている。この値は２６４゜
１および２６４．２の最大インピーダンス又は抵抗に対
応して選択される。その値は電極２２０．１および２２
０゜２と大地間で許容され得る。

増幅器２６６．１．２１＋６．２は電極出力ライン２２
１．１．２２１．２に接続されて電極２２０．１．２２
０．２との皮膚の接触具合を示す接触信号を形成する。

例えば電極のうちいづれかの接触抵抗が高い場合は接触
不良であって増幅器出力２６８．１又は２６８．２が大
きい。すなわち差動増幅器２７２．　ｌ、　２７２．２
によりライン２７０の基準接触信号との比較が行なわれ
、その後差動増幅器２７６の出力部２７４に接触信号が
発生される、この信号はそれ自身を、接触不良＜ｐｃ＞
信号として確認するようにプログラムされているマイク
ロプロセッサ１８０に入力される。

マイクロプロセッサ１８ｏの動作の開始はバックル３４
を閉じることから始まる。これにより常時開のスイッチ
９８（第１１図参照）が閉じられ直流電池５６が第１７
図の回路に電力を供給するために接続される。始動電力
を示す信号は、スイッチ９２の第２の極２８０を介して
得られ、ライン２８２に入力されてマイクロプロセッサ
１８０をリセットし、動作を開始する。

電池の電力はモニターされていて、低レベルは低電流条
件検出器２８４により確認される。電池低レベル表示信
号はライン２８５を介してマイクロプロセッサ１８Ｇに
入力される。

また、マイクロプロセッサ１８０は、発振器／クロック
２８６により駆動されランダムアクセス揮発性メモリ２
８８と、ＥＥＰＲＯＭなどの抹消可能な不揮発性メモリ
２９０とを有している。またＲＡＭメモリにはいわゆる
現行（ランニング）メモリ２９２を備えておりメモリ２
９２において稼動経過が、最小限の時間の間又は生理機
能の所定計測回数分、記憶されている。

例えばマイクロプロセッサ１８０のプログラムがそのサ
イクル通り作動すると、呼吸数及び、又は心拍数の値が
得られ、これらの結果は例えば１分又は数分の最小時間
に相当する回数分ＲＡＭ揮発性メモリ２９２に記録され
る。

極端に低い心拍数等の事態が検知された場合は現行（ラ
ンニング）メモリー２９２にその時点まで記憶されてい
る値全てが、その原因となった特別の事態の情報と共に
自動的に即座にかつ永久的に不揮発性メモリ２９０に記
録される。このようにして患者の危急時の機能の経過が
その都度記録され医師によるこの事態の分析を助けるの
である。

マイクロプロセッサ１８０には更にデータボート４２を
備え、このデータボート４２を介してマイクロプロセッ
サ１８０は警報レベルや第１８図に示したその他の機能
のプログラムが可能である。

マイクロプロセッサ１　Ｂ”０のプログラムは種々の方
法で行なわれ得る。第１８図中のプログラム３０Ｇ中で
略述されたその各ステップが実例である。

ステップ３０２では初期化プロセスが実行されプログラ
ムフラグ、値、レジスタがリセットされる。

このステップはバックル３４を結合すること、すなわち
第１７図のライン２８２の信号、又はデータボート４２
を介して作動する遠隔のプログラム装置に基づいて開始
される。

ステップ３０４では不揮発性メモリ２９０への書込及び
読み出し能力を含んで、各メモリをチエツクする。誤り
や故障が発見された場合は局の警報及電波遠隔モニター
の両方について警報が鳴る。

ステップ３０６では医師がプログラム装置４６により警
報レベルを設定し得るプログラムモード（第１図参照）
でこのシステムが作動、しているか否かをチエツクする
。プログラムモードの場合はステップ３０８により、心
拍数の範囲の要否がテストされる。必要があれば、ステ
ップ３１０で設定される。

心拍数の範囲不要の場合はステップ３１２により呼吸数
の範囲の要否をテストする。呼吸数の範囲が必要な場合
は所望の範囲をステップ３１４により入力し、ステップ
３１６に戻る。

警報範囲のプログラムは第１図に示したコントローラ４
６により行なう。コントローラ４６はマイクロプロセッ
サ１００に対しそのデータボート４０のうちの１つを介
して接続されている。

医師が患者の一人に関しベルト２０の使用を処方する際
に、患者の程度に応じてベルト２０をプログラムするた
めに、先ずプログラマ４６（第１図参照）をスイッチオ
ンし、バックルを開けた状態のベルト２０に接続する。

プログラマ４６はベルト２０を自動的にスイッチオンさ
せ、予め設定された警報範囲を示す。ベルト２０を別の
警報範囲に再プログラムするためにはセットボタン３１
７．１を作動させて先に入力されている範囲値を消しダ
ッシュを表示させる。そして新たな範囲値は数値キーボ
ードを使用して入力される。正しく範囲値がデイスプレ
ィに表示されたら、３１７．２の入カポタンを押す。こ
れにより表示は消える。この新しい範囲値はベルト２０
に送られ、それが許容可能な数であれば範囲値は再度デ
イスプレィに表示される。許容可能でない場合はダッシ
ュが連続して表われる。この場合は、入力値が適当な範
囲を越えているので、別の数値の入力が必要である。局
のベルトの警報１８２（第１７図参照）の音を消したい
場合は、警報の消音ボタン３１７．３を押せば良い。こ
れによりデイスプレィに警報の消音矢型が現われる。い
ずれの範囲も以上の方法でプログラムされる。

更にステップ３１６により、心拍数機能が心拍数警報レ
ベルの存在を確認することによりモニターされるべきか
否かをチエツクする。否の場合はプログラムは呼吸部分
３１８に進められる。モニターされる場合はライン２７
４（第１７図）においてステップ３２０により心臓電極
が例えば１０秒の所定の最小間隔△Ｔより長（良好な接
触をしているか否かをためす。良好な接触をしていない
場合は局警報１８０が作動可能となりステップ３２２で
作動される。

一方、良好な接触をしている場合は局及び遠隔の警報が
ステップ３２４で作動可能となり、ライン２４０の心拍
パルスの状況が連続するパルス間の間隔時間を決定する
ためにステップ３２６において確認される。この間隔の
測定方法は公知のものであり、典型的には既知のパルス
率のクロックによって駆動される１つ又はそれ以上のレ
ジスタを含んでいるであろう。各心拍間のクロックパル
スの数により心拍数が示される。なお、望ましいモード
として、心拍数を３つの連続する心拍間の時間を計測し
て計算することも可能である。

更にステップ３２８で呼吸をモニターすべきか否かをチ
エツクする。前記した心拍数の試験ステップ３２０と同
様に、このステップでも呼吸警報レベルの存在を確認す
ることによりチエツクできる。

呼吸をモニターしない場合はプログラムをステップ３３
０に進め、モニターする場合はステップ３３２で呼吸の
局及び遠隔警報を作動可能とし、第１７図中のライン２
０８の呼吸パルスを確認し、連続するパルス間の間隔を
ステップ３３４において測定するのである。

またステップ３３０において、測定された心拍及び、又
は呼吸の間隔を、典型的には分毎の心拍数や秒単位の無
呼吸時間を用いて警報限度と同様の単位の時間率の測定
値に変換し、その値は現行（ランニング）メモリーに記
憶される。そして直ちにステップ３３６において呼吸数
が所定の時間以上の間、予め設定した絶対値より小さい
か否かをテストする。このテストにより呼吸の絶対下限
が得られる。試験の結果、呼吸数が絶対値より小さいと
いう場合は局部及び遠隔の警報をステップ３３８により
始動させる。

更にステップ３４０ではポータプル目視モニター４３が
ボート４０（第１図参照）の１つに接続されているか否
かをテストする。接続されている場合は更にステップ３
４２でベルトのバックル３４が開いているか閉じている
かをテストする。バックルが開いている場合は分析が行
なわれているものと判断しステップ３４４においてプロ
グラムパラメータをデイスプレィに示す。一方、バック
ルが閉じている場合は、ステップ３４６においてモニタ
ー４３にて心拍数と呼吸数とを表示する。ベルト２０ヘ
モニター４３を接続する動作がステップ３４７で示した
ようにモニター４３を作動させ得ることに注目せよ。

更にステップ３４８で、最新の測定された心拍数が範囲
を越えているか否かすなわち最小値以下か最大値以上か
をテストする。範囲を越えている場合はステップ３５０
に（イベント）レジスタが進められ、現行（ランニング
）メモリ２９２（第１７図）の内容は、例えば約５０秒
の間、後続する選択された読取り値のデータとともに、
不揮発性メモリ２９０（第１７図）へ記憶される。

ステップ３５２では最新の呼吸測定値が対応する警報範
囲と比較され、例えば測定値の間隔が最小限度以下か最
大限度以上かを確認する。測定値のいづれかが警報範囲
を越えている場合はイベントレジスタがステップ３５４
に進められ、現行メモリの内容と後続するデータが不揮
発性メモリに記憶され、前記の事態の前後の短時間にお
ける患者機能の永久記録とする。呼吸数、心拍数の問題
など事態発生の度ごとに局警報が鳴り、遠隔の受信／モ
ニター装置４５に対し電波による伝達が行なわれる。こ
れによりモニター装置４５が可聴、可視の警報を発生す
る。この場合聴覚的に区別できる警報が用いられる。

最後のステップ３５６によってステップ３（１６へ戻る
。

以上望ましいの実施例を示したので利点が理解されても
のと思われる。各請求項に証明した本発明の範囲を逸脱
することなく別の実施形態が可能であり、例えば電気回
路の機能の一部はマイクロプロセッサによって行なわれ
得る。その場合デジタル−アナログ変換器を用いて心拍
及び、又は呼吸測定値のデジタル値を得ることが必要で
あろう。

また別の呼吸センサー４８が使用され得る。例えば可変
インダクタンスコイルを用いれば多大な電流出力を生じ
るであるも。

【図面の簡単な説明】

第１図は本発明のベルト型生理機能モニターの斜視図、
第２図は、第１図のベルト型生理機能モニターにおける
モジエール部分の正面図、第３図は第１図のベルト型生
理機能モニターの底面図、第４図は第１図のベルト型生
理機能モニターの背面図、第５図は第１図のベルト型生
理機能モニターの上面図、第、６図は第１図のベルト型
生理機能モニターにおけるモジニール部分の一部省略部
分断面正面図、第７図はベルト型生理機能モニターの各
モジュールを相互に連結する連結ウェブの斜視図、第８
図は第６図８−８線による連結ウェブの断面図、第９図
は第６図８−８線に沿った部分の連結ウェブの上面断面
図、第１θ図は第６図１０−１０線によるコネクタボー
トの断面図、第１１図は第１図のベルト型生理機能モニ
ターのバックル部分の展開平面図、第１２図は第６図の
ベルト型生理機能モニターに用いられる本発明の呼吸セ
ンサーの一部切欠拡大平面断面図、第１３図は第１ｚ図
の呼吸センサーの部分展開断面図、第１４図は第６図の
ベルト型生理機能モニターに用いる呼吸センサー素子と
センサ゛−保持部の斜視図、第１５図は第１２図の呼吸
センサーに用いられるセンサー素子の展開図、第１６図
は呼吸センサーの部分の第１５図ｘ６＝ｔａ線断面図、
第１７図は生理機能をモニター及び基地局への伝達に使
用される電気回路のブロック図、そして、第１８図は本
発明のベルト型生理機能モニターに用いられるマイクロ
プロセッサを動作させるための代表的なプログラムを示
すフローチャートである。図中２０はベルト型生理機能モニター、４８．　ｌ。４８．２は呼吸センサー、２４．２６．２８．３０およ
び３２はモジュール、６１．６６はウェブ、１１Ｏはセ
ンサー操持体、１２８１３０は圧電素子、２０４はレベ
ル検出器及びフィルター、ｌｔ４，１ｒｒｉはパネル部
、１３６は絶縁スペーサ、１８０はマイクロプロセッサ
、１８２は可聴警報発生部である。代理人　弁理士　東　島　隆　治

Claims

【特許請求の範囲】

（１）人体に装着し呼吸作用時の身体の拡大と収縮によ
る張力の変化に対応するベルト、前記ベルトに備えられたその軸に沿った相対向する力に
対応した呼吸信号を発生する特定の感知軸を有する第１
感知手段、前記ベルトの一部にベルトの一部として設けられた保持
手段とを具備し、前記感知手段を、該感知手段の感知軸を前記ベルトの張
力に対しほぼ横方向に対応させて作動可能に保持すると
共に、前記ベルトの前記感知手段における張力の変化を
前記横方向感知軸方向の対向力に変化させて前記呼吸信
号を形成するようにしたことを特徴とするベルト型生理
機能モニター。
（２）前記感知手段と前記保持手段の一部とを包み込む
堅固な収納体を設け、前記感知軸に沿って発生する外部
からの衝撃に対し前記感知手段が隔絶されるようにしつ
つ、前記感知手段が呼吸作用によるベルト張力の変化を
感知することを特徴とした請求項１記載のベルト型生理
機能モニター。
（３）前記ベルトにおいて、前記感知手段に対し前記ベ
ルトに沿って配置された異なる第２の感知手段と第２の
保持手段と第２の堅固な収納体とを備え、前記第２の感
知手段により第２の呼吸信号を発生し、更に前記第１及
び第２の感知手段からの呼吸信号を結合する手段を設け
て前記感知手段のうちの１つが呼吸信号を発生しない場
合身体の呼吸を代表する出力信号を確保することを特徴
とした請求項２記載のベルト型生理機能モニター。
（４）前記保持手段が側部をもつ折たたみのポケット部
を有する柔軟な材料を具備し、前記ポケット部の側部を
前記ベルトに固定すると共に、前記ポケット部に前記感
知手段を収容し該ポケット部を前記堅固な収納体内側に
効果的かつ自由に取付けられたことを特徴とした請求項
２記載のベルト型生理機能モニター。
（５）前記感知手段が前記ポケット部内側に取付けられ
た互いに平行でかつ離間した一対の平坦な圧電素子を具
備し、平坦な前記圧電素子の平面を前記ベルトに対して
平行に対応させ、前記ベルトの張力変化に応じて前記圧
電素子が電気信号を発生することを特徴とした請求項４
記載のベルト型生理機能モニター。
（６）前記ベルトが更に前記圧電素子の連結手段を包含
し、呼吸作用に伴うベルト張力変化に応じ確実に前記呼
吸信号を発生させるために、前記ベルトの張力変化に基
づき前記圧電素子各々の発生する信号の極性を電気的に
増加させ、また、温度変化に基づく電気信号を電気的に
減少させることを特徴とした請求項５記載のベルト型生
理機能モニター。
（７）前記ベルトが更に前記呼吸信号における心拍に基
づく部分を除去するための手段を具備することを特徴と
する請求項６記載のベルト型生理機能モニター。
（８）前記ポケット部が、相対向するパネル部分を有し
、そのパネル部分が前記ポケットの両端が互いに離反す
るよう引張られるとき相互に接近し、更にまた、前記パ
ネル部分がベルト張力の増加により互いに接近する時前
記圧電素子を互いに接近する方向に屈曲させるために前
記圧電素子間に支柱状スペーサを装着することを特徴と
した請求項５記載のベルト型生理機能モニター。
（９）機械的に、関節状に、更に電気的に互いに接続し
たほぼ平坦な複数のモジュールであって患者身体の異な
る部位に対応し得るよう分散配置され、前記モジュール
のうち所定の相互離間したモジュールそれぞれに、呼吸
作用に基づくベルト張力変化に応じ呼吸信号を発生する
、その軸に沿った相対向する力に対応した呼吸信号を発
生する特定の感知軸を有する呼吸感知手段を備えたもの
、ベルトの一部としてベルト内に取付ける保持手段であ
って前記感知手段を、前記感知軸が前記ベルトにおける
前記感知手段形成部位のほぼ横方向に対応するよう前記
モジュール内に保持し、前記ベルトにおける張力変化を
相対向する力に変え前記呼吸信号を発生させるもの、前記モジュール内に配設され、離れて配置された前記各
モジュールの前記呼吸感知手段からの呼吸信号をモニタ
ーし、呼吸異変が生じた時警報を発生する手段、を具備する患者に取付けて生理機能をモニターするため
のベルト型生理機能モニター。
（１０）前記感知手段が、前記保持手段内に互いに離間
して平行状に取付けられ前記ベルトの張力により発生す
る相対向する力に応じ互いに接近するよう屈曲する一対
の圧電素子と、前記圧電素子を連結する手段とを具備し
、前記圧電素子連結手段により、患者の呼吸に基づくベ
ルト張力変化に応じ確実に前記呼吸信号を発生させるた
めに前記ベルトの張力変化に基づき前記圧電素子の各々
の発生する信号の極生を電気的に増加させ、また、温度
変化に基づく電気信号を電気的に減少させることを特徴
とした請求項９記載のベルト型生理機能モニター。
（１１）前記保持手段が柔軟なウェブを有し、前記ウェ
ブが、側部を持つ折りたたみのポケット部を有し、前記
ポケット部の側部を前記ベルトに固定するとともにそれ
ぞれのポケット部が前記感知手段を収容したことを特徴
とする請求項１０記載のベルト型生理機能モニター。
（１２）前記感知手段を収容した前記モジュールが前記
ポケット部を自由に受入れる堅固な収納体を具備し、前
記収納体の側部に長穴を形成し、前記柔軟なウェブを長
穴を通して前記ベルトに固定することを特徴とした請求
項１１記載のベルト型生理機能モニター。