JPS60193444A - 呼吸機能監視装置 - Google Patents
呼吸機能監視装置Info
- Publication number
- JPS60193444A JPS60193444A JP59050620A JP5062084A JPS60193444A JP S60193444 A JPS60193444 A JP S60193444A JP 59050620 A JP59050620 A JP 59050620A JP 5062084 A JP5062084 A JP 5062084A JP S60193444 A JPS60193444 A JP S60193444A
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- JP
- Japan
- Prior art keywords
- pressure
- airway
- respiratory function
- monitoring device
- signal
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- Legal status (The legal status is an assumption and is not a legal conclusion. Google has not performed a legal analysis and makes no representation as to the accuracy of the status listed.)
- Pending
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- Measurement Of The Respiration, Hearing Ability, Form, And Blood Characteristics Of Living Organisms (AREA)
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】
〔発明の技術分野〕
本発明は、呼吸気流量及び気道内圧に基く呼吸機能パラ
メータを長時間監視する呼吸機能監視装置に係り、特に
半導体圧力ドランスデューサを用いてと記気道内圧を測
定する呼吸機１旨監視装置の改良に関する。
メータを長時間監視する呼吸機能監視装置に係り、特に
半導体圧力ドランスデューサを用いてと記気道内圧を測
定する呼吸機１旨監視装置の改良に関する。
たとえば、ＩＣＵ（集中強化冶寮棟）で用いられる呼吸
機能監視装置として、呼吸ｍ、 廿及び気道内圧に基〈
呼吸機能・ぐラメータを表示するものが知られている。
機能監視装置として、呼吸ｍ、 廿及び気道内圧に基〈
呼吸機能・ぐラメータを表示するものが知られている。
第１図は、上記呼吸機能監視装置の、政略の構成を示し
ており、患者Ｐに気道チー−ブＡＰを挿入して人工呼吸
器ＡＲにより人工呼吸を施す際に上記気道チューブＡＰ
の管路上に流速センサー及び圧力導入チー−ブｓｐを備
えたトランスデユーサＡＴを介挿し、このトランスデユ
ーサＡＴからのセンサー出力（信号５１００）と圧力導
入チー−ブＳＰとを監視装置本体ＭＥに接続した構成と
なっている。
ており、患者Ｐに気道チー−ブＡＰを挿入して人工呼吸
器ＡＲにより人工呼吸を施す際に上記気道チューブＡＰ
の管路上に流速センサー及び圧力導入チー−ブｓｐを備
えたトランスデユーサＡＴを介挿し、このトランスデユ
ーサＡＴからのセンサー出力（信号５１００）と圧力導
入チー−ブＳＰとを監視装置本体ＭＥに接続した構成と
なっている。
この監視装置本体ＭＫは、上記流速情報を示す信号５１
００により流量情報等を算出する流量測定部及び導入さ
れた上記圧力導入チー−ブＡＰによる気道内圧を検出す
る圧力センサーとしての半導体圧力ドランスデューサＰ
、Ｔを用いた内圧測定部が組込まれている。そしてこ
の半導体圧力ドランスデューサＰＴは圧力信号５２１０
を出力するようになっている。
００により流量情報等を算出する流量測定部及び導入さ
れた上記圧力導入チー−ブＡＰによる気道内圧を検出す
る圧力センサーとしての半導体圧力ドランスデューサＰ
、Ｔを用いた内圧測定部が組込まれている。そしてこ
の半導体圧力ドランスデューサＰＴは圧力信号５２１０
を出力するようになっている。
次に上記半導体圧力ドランスデューサＰＴの詳細につい
て説明する。即ち、この種の半導体圧力ドランスデュー
サとしては、シリコンダイアフラム上に拡散抵抗でブリ
ッジを構成したものが一般的であり、微弱な圧力変化に
対して良好に感応し、まだ、最近の半導体製造技術の進
展に伴い小形化が実現され、特に、生体計測の分野にお
いては、上記感応特性と相まって有利なものとなってい
る。例えば、測定感度の目安と成るｒ−ノファクター（
Ｇ値）、即ち、抵抗体の形状変化に対する抵抗値変化率
の比は、金属ストレンジケ９−ジが１であるのに対し、
抵抗形半導体圧力ドランスデューサは１００程度である
。
て説明する。即ち、この種の半導体圧力ドランスデュー
サとしては、シリコンダイアフラム上に拡散抵抗でブリ
ッジを構成したものが一般的であり、微弱な圧力変化に
対して良好に感応し、まだ、最近の半導体製造技術の進
展に伴い小形化が実現され、特に、生体計測の分野にお
いては、上記感応特性と相まって有利なものとなってい
る。例えば、測定感度の目安と成るｒ−ノファクター（
Ｇ値）、即ち、抵抗体の形状変化に対する抵抗値変化率
の比は、金属ストレンジケ９−ジが１であるのに対し、
抵抗形半導体圧力ドランスデューサは１００程度である
。
しかしながら、この抵抗体形半縛体圧力ドランスデュー
サは、温度依存性が啄めて高いという欠点を有している
。即ち、金属ストＶンジグージの抵抗率の温度係数を２
とすると、抵抗体形半導体圧力トランスデー−サは、７
０〜７００であり、通常の温度変動に対して測定値が大
幅に変動してしまう。例えば、半導体圧力ドランスデュ
ーサの温度特性の目安としての大気圧における零点温度
変動は２．０ｍｖ７５０℃程度であり、出力感度は０．
２ ｍＶ／ｍｍ’Ｈｇ程度であり、温度 −依存特性は
極めて高い。従って、実際の圧力値を測定するには、製
品個々の特性のバラツキを考慮して測定開始時点での大
気圧を予め測定しておき、この大気圧値と被測定圧力値
とにより実際の圧力値を計算するようにしている。
サは、温度依存性が啄めて高いという欠点を有している
。即ち、金属ストＶンジグージの抵抗率の温度係数を２
とすると、抵抗体形半導体圧力トランスデー−サは、７
０〜７００であり、通常の温度変動に対して測定値が大
幅に変動してしまう。例えば、半導体圧力ドランスデュ
ーサの温度特性の目安としての大気圧における零点温度
変動は２．０ｍｖ７５０℃程度であり、出力感度は０．
２ ｍＶ／ｍｍ’Ｈｇ程度であり、温度 −依存特性は
極めて高い。従って、実際の圧力値を測定するには、製
品個々の特性のバラツキを考慮して測定開始時点での大
気圧を予め測定しておき、この大気圧値と被測定圧力値
とにより実際の圧力値を計算するようにしている。
この場合、この半導体圧力ドランスデューサが用いられ
た家庭用の血圧計であるならば１回の測定時間は２〜３
分であるのでその計測値に大幅な誤差は生じないが、こ
の半導体圧力トランスデー−サが用いられた呼吸機能監
視装置では、数日にイ度って連続計測するものであるの
で、大気圧の変動に伴って、その実際の圧力値は大幅に
誤差が生じてしまう。
た家庭用の血圧計であるならば１回の測定時間は２〜３
分であるのでその計測値に大幅な誤差は生じないが、こ
の半導体圧力トランスデー−サが用いられた呼吸機能監
視装置では、数日にイ度って連続計測するものであるの
で、大気圧の変動に伴って、その実際の圧力値は大幅に
誤差が生じてしまう。
本発明は、上記事情に基づいて成されたもので、その目
的とするところは、気道内圧を長時間連続的に正確に測
定することが可能な呼吸機能監視装置を提供することに
ある。
的とするところは、気道内圧を長時間連続的に正確に測
定することが可能な呼吸機能監視装置を提供することに
ある。
〔発明の４既要〕
本発明に於ける第１の発明は、少なくとも呼吸気の流速
を測定す゛る流速測定部及び半導体圧力トランスデー−
サを用い気道内圧を測定する内圧測定部を有し、夫々か
らの清報に基づいて呼吸機能パラメータを算出して表示
する呼吸機能監視装置において、呼吸気中の一時点での
気道内圧信号を検出してこれを保持する第１の手段と、
この第１の手段で保持された気道内圧信号と瞬時の気道
内圧信号との差分をめる第２の手段とを備え、この差分
値に基づき上記気道内圧を測定するように構成し、第２
の発明は、上記第１の発明の構成に加え、上記第２の手
段の差分値と呼吸終末陽圧印加時における呼気終末陽圧
信号とを加算する第３の手段を付加し、この加算値に基
づき上記気道内圧を！ｌｌ１ｊ定するように構成し、上
記半導体圧力ドランスデューサの零点温度変動等の温度
依存特性を補償するようにしたことを特徴としている。
を測定す゛る流速測定部及び半導体圧力トランスデー−
サを用い気道内圧を測定する内圧測定部を有し、夫々か
らの清報に基づいて呼吸機能パラメータを算出して表示
する呼吸機能監視装置において、呼吸気中の一時点での
気道内圧信号を検出してこれを保持する第１の手段と、
この第１の手段で保持された気道内圧信号と瞬時の気道
内圧信号との差分をめる第２の手段とを備え、この差分
値に基づき上記気道内圧を測定するように構成し、第２
の発明は、上記第１の発明の構成に加え、上記第２の手
段の差分値と呼吸終末陽圧印加時における呼気終末陽圧
信号とを加算する第３の手段を付加し、この加算値に基
づき上記気道内圧を！ｌｌ１ｊ定するように構成し、上
記半導体圧力ドランスデューサの零点温度変動等の温度
依存特性を補償するようにしたことを特徴としている。
以下本発明にかかる呼吸機能監視装置を第２図に示す一
実施例に従い説明する。即ち、第２図は監視装置本体の
内圧測定部における要部のブロック図である。
実施例に従い説明する。即ち、第２図は監視装置本体の
内圧測定部における要部のブロック図である。
第２図に於いて、１は流速信号５２００を入力し呼吸サ
イクル内の所定の一点でサンプリング信号５２３０を出
力するタイミング回路である。
イクル内の所定の一点でサンプリング信号５２３０を出
力するタイミング回路である。
このタイミング回路ｌは、流速信号５２００と基準電圧
−Ｂ、とを比較することによシ、呼気終末時点を検出す
る比較回路ＩＡと、この比較回路ＩＡの出力信号に基づ
いて所定時間遅延させた信号を出力するワンショット回
路ＩＢと、このワンショット回路ＩＢの出力信号を入力
し所定のパルス幅のサンプリング信号を出力するワンシ
ョット回路ＩＣとにより構成されている。
−Ｂ、とを比較することによシ、呼気終末時点を検出す
る比較回路ＩＡと、この比較回路ＩＡの出力信号に基づ
いて所定時間遅延させた信号を出力するワンショット回
路ＩＢと、このワンショット回路ＩＢの出力信号を入力
し所定のパルス幅のサンプリング信号を出力するワンシ
ョット回路ＩＣとにより構成されている。
２はこのサンプリング信号５２３０により別途入力され
る測定圧力信号を保持するサンゾルホールド回路である
。３はこのサンプルホールド回路２の出力信号５２４０
と上記圧力信号Ｓ２１０との差分をめる減算回路であり
、この減算回路３の出力信号５２２０は演算処理され気
道内圧情報として図示しない表示部に表示される０次に
上記のように構成された本実＃ｆｊ例の動作を第３図を
参照して説明する。即ち、トランスデユーサＡＴで測定
された流速情報を示す信号５１００は監視装置本体ＭＥ
内で増幅され第３図（ａ）に示す流速信号５２００とな
り、まだこれを時間積分して第３図（ｂ）に示す流量は
号となる。
る測定圧力信号を保持するサンゾルホールド回路である
。３はこのサンプルホールド回路２の出力信号５２４０
と上記圧力信号Ｓ２１０との差分をめる減算回路であり
、この減算回路３の出力信号５２２０は演算処理され気
道内圧情報として図示しない表示部に表示される０次に
上記のように構成された本実＃ｆｊ例の動作を第３図を
参照して説明する。即ち、トランスデユーサＡＴで測定
された流速情報を示す信号５１００は監視装置本体ＭＥ
内で増幅され第３図（ａ）に示す流速信号５２００とな
り、まだこれを時間積分して第３図（ｂ）に示す流量は
号となる。
一方、トランスデユーサＡＴから圧力導入チューブｓｐ
を介して半導体圧力ドランスデューサＰＴに気道内圧が
作用する。これにより手帳体圧力ドランスデューサＰＴ
は測定圧力信号５２１０を出力する。
を介して半導体圧力ドランスデューサＰＴに気道内圧が
作用する。これにより手帳体圧力ドランスデューサＰＴ
は測定圧力信号５２１０を出力する。
この場合、人工呼吸器ＡＲによる患者Ｐへの呼気終末陽
圧を印加していない時には、呼気終末での変動分は零付
近の値であるが、実際には零点温度変動によって第３図
（ｃ）に示すようにｖＤＲｌ及びｖＤＲ２の変動分が重
畳している。
圧を印加していない時には、呼気終末での変動分は零付
近の値であるが、実際には零点温度変動によって第３図
（ｃ）に示すようにｖＤＲｌ及びｖＤＲ２の変動分が重
畳している。
ここで、タイミング回路１内の比較回路ＩＡにより、流
速化゛号Ｓ２θ０が呼気時に微小電圧−Ｅ、を超えるタ
イミングを検出し、ワンショット回路ＩＢで所定時間の
遅延を発生させ、次段の°ワンショット回路ＩＣにより
第３図（ｄ）に示すサンシリング信号５２３０を出力す
る。このサンシリング信号８２３０によりサンプルホー
ルド回路２では圧力信号８２１０に基づき第３図（ｅ）
に示す出力信号５２４０を出力する。この出力信号８２
４０及び圧力信号８２１０は減算回路３に取込まれ、こ
こで両信号の差分が計：算され、第３図（ｆ）に示す零
点変動のない所望の圧力信号Ｆ３２２０が得られる。上
述したように、呼吸サイクルの１周期に一度の測定圧力
値の較正によシ、正確外気道内圧を監視することが可能
となる。
速化゛号Ｓ２θ０が呼気時に微小電圧−Ｅ、を超えるタ
イミングを検出し、ワンショット回路ＩＢで所定時間の
遅延を発生させ、次段の°ワンショット回路ＩＣにより
第３図（ｄ）に示すサンシリング信号５２３０を出力す
る。このサンシリング信号８２３０によりサンプルホー
ルド回路２では圧力信号８２１０に基づき第３図（ｅ）
に示す出力信号５２４０を出力する。この出力信号８２
４０及び圧力信号８２１０は減算回路３に取込まれ、こ
こで両信号の差分が計：算され、第３図（ｆ）に示す零
点変動のない所望の圧力信号Ｆ３２２０が得られる。上
述したように、呼吸サイクルの１周期に一度の測定圧力
値の較正によシ、正確外気道内圧を監視することが可能
となる。
以上述べたように本実施例によれば、半導体圧力ドラン
スデューサＰＴに零点温度変動等が作用しても、計測値
には変動が生じることがなく、もって正確に、気道内圧
を長時間連続計測することができる。また本実施例は、
従来からの監視装置本体ＭＥの信号ラインに第２図に示
すブロック図の電子回路を組込む構成であるので、構成
が簡単であり、製造容易となる。
スデューサＰＴに零点温度変動等が作用しても、計測値
には変動が生じることがなく、もって正確に、気道内圧
を長時間連続計測することができる。また本実施例は、
従来からの監視装置本体ＭＥの信号ラインに第２図に示
すブロック図の電子回路を組込む構成であるので、構成
が簡単であり、製造容易となる。
本発明は上記実施例に限定されるものではなく、第２図
と同一部分には同一符号を付した第４図に示す構成の実
施例であってもよい。即ち、第１図に示すように人工呼
吸器ＡＲが呼気終末 ゛陽圧を印加する場合には、人工
呼吸器ＡＲからの呼気終末陽圧信号５１１０を、個々の
呼吸気回路（患者の口腔と人工呼吸器ＡＲとの呼吸系）
に対応させるだめの補正回路４を介して、減算回路３か
らの出力信号５２３０と加算回路５にて加算するように
してもよい。この加算回路５の出力信号５５００であれ
ば、呼気終末陽圧印加時で、も、気道内圧を正確に反映
したものであり、信頼性の高い患者監視を行なうことが
可能となる。
と同一部分には同一符号を付した第４図に示す構成の実
施例であってもよい。即ち、第１図に示すように人工呼
吸器ＡＲが呼気終末 ゛陽圧を印加する場合には、人工
呼吸器ＡＲからの呼気終末陽圧信号５１１０を、個々の
呼吸気回路（患者の口腔と人工呼吸器ＡＲとの呼吸系）
に対応させるだめの補正回路４を介して、減算回路３か
らの出力信号５２３０と加算回路５にて加算するように
してもよい。この加算回路５の出力信号５５００であれ
ば、呼気終末陽圧印加時で、も、気道内圧を正確に反映
したものであり、信頼性の高い患者監視を行なうことが
可能となる。
この他に本発明の要旨を逸脱しない範囲で種種変形して
実施できる。
実施できる。
以上述べたように本発明によれば、少なくとも呼吸気の
流速を測定する流速測定部及び半導体圧力トランスデー
−サを用い気道内圧を＋ｊｌｌＪ定する内圧測定部を有
し、夫々からの情報に基づいて呼吸機能パラメータを算
出して表示する呼吸機能監視装置において、呼吸気中の
一時点での気道内圧信号を検出してこれを保持する第１
の手段と、この第１の手段で保持された気道内圧信号と
瞬時の気道内圧信号との差分をめる＠２の手段とを備え
、この差分値に基づき上記気道内圧を測定するように構
成し、又は、上記第１．第２の手段に加え、北記第２の
手段の差分値と呼吸終末陽圧印加時における呼気終末陽
圧信号とを加算する第３の手段を付加し、この加算値に
基づき上記気道内圧を測定するように構成し、上記半導
体圧力ドランスデューサの零点温度変動等の温度依存特
性を補償するようにしたので、気道内圧を長時間連続的
に正確に測定することを可能とした呼吸機能監視装置が
提供できる。
流速を測定する流速測定部及び半導体圧力トランスデー
−サを用い気道内圧を＋ｊｌｌＪ定する内圧測定部を有
し、夫々からの情報に基づいて呼吸機能パラメータを算
出して表示する呼吸機能監視装置において、呼吸気中の
一時点での気道内圧信号を検出してこれを保持する第１
の手段と、この第１の手段で保持された気道内圧信号と
瞬時の気道内圧信号との差分をめる＠２の手段とを備え
、この差分値に基づき上記気道内圧を測定するように構
成し、又は、上記第１．第２の手段に加え、北記第２の
手段の差分値と呼吸終末陽圧印加時における呼気終末陽
圧信号とを加算する第３の手段を付加し、この加算値に
基づき上記気道内圧を測定するように構成し、上記半導
体圧力ドランスデューサの零点温度変動等の温度依存特
性を補償するようにしたので、気道内圧を長時間連続的
に正確に測定することを可能とした呼吸機能監視装置が
提供できる。
第１図は呼吸機能監視装置の構成図、第２図は本発明に
係る呼吸機能監視装置の一実症例を説明するだめのブロ
ック図、第３図は同実施例の作用を説明するための波形
図、第４図は本発明の他の実施例を説明するだめのブロ
ック図である。 ＰＴ・・・半導体圧力ドランスデューサ、１・・・タイ
ミング回路、ｌＡ・・・比較回路、ＩＢ、ＩＣ・・・フ
ンショット回路、２・・・サンプルホールド回路、３・
・・減算回路、４・・・補正回路、５・・・加算回路。
係る呼吸機能監視装置の一実症例を説明するだめのブロ
ック図、第３図は同実施例の作用を説明するための波形
図、第４図は本発明の他の実施例を説明するだめのブロ
ック図である。 ＰＴ・・・半導体圧力ドランスデューサ、１・・・タイ
ミング回路、ｌＡ・・・比較回路、ＩＢ、ＩＣ・・・フ
ンショット回路、２・・・サンプルホールド回路、３・
・・減算回路、４・・・補正回路、５・・・加算回路。
Claims (2)
- （１）少なくとも呼吸気の流速を測定する流速測定部及
び半導体圧力ドランスデューサを用い気道内圧を測定す
る内圧測定部を有し、夫々からの情報に基づいて呼吸機
能パラメータを算出して表示する呼吸機能監視装置にお
いて、呼吸気中の一時点での気道内圧信号を検出してこ
れを保持する第１の手段と、この第１の手段で保持され
た気道内圧信号と瞬時の気道内圧信号との差分をめる第
２の手段とを備え、この差分値に基づき北記気道内圧を
測定するように構成したことを特徴とする呼吸機能監視
装置。 - （２）少なくとも呼吸気の流速を測定する流速測定部及
び半導体圧力ドランスデューサを用い気道内圧を測定す
る内圧測定部を有し、夫々からの情報に基づいて呼吸機
能パラメータを算出して表示する呼吸機能監視装置にお
いて、呼吸気中の一時点での気道内圧信号を検出してこ
れを保持する第１の手段と、この第１の手段で保持され
た気道内圧信号と瞬時の気道内圧信号との差分をめる第
２の手段と、この差分値と呼吸終末陽圧印加時における
呼気経木陽圧信号とを加算する第３の手段とを備え、こ
の加算１血に基づき上記気道内圧を測定するように構成
したことを特徴とする呼吸機能監視装置。
Priority Applications (1)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| JP59050620A JPS60193444A (ja) | 1984-03-16 | 1984-03-16 | 呼吸機能監視装置 |
Applications Claiming Priority (1)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| JP59050620A JPS60193444A (ja) | 1984-03-16 | 1984-03-16 | 呼吸機能監視装置 |
Publications (1)
| Publication Number | Publication Date |
|---|---|
| JPS60193444A true JPS60193444A (ja) | 1985-10-01 |
Family
ID=12864018
Family Applications (1)
| Application Number | Title | Priority Date | Filing Date |
|---|---|---|---|
| JP59050620A Pending JPS60193444A (ja) | 1984-03-16 | 1984-03-16 | 呼吸機能監視装置 |
Country Status (1)
| Country | Link |
|---|---|
| JP (1) | JPS60193444A (ja) |
-
1984
- 1984-03-16 JP JP59050620A patent/JPS60193444A/ja active Pending
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