JPS6115843Y2

JPS6115843Y2 -

Info

Publication number: JPS6115843Y2
Application number: JP1978077858U
Authority: JP
Priority date: 1977-06-10
Filing date: 1978-06-07
Publication date: 1986-05-16
Also published as: JPS543892U; CA1123947A; US4164215A

Description

【考案の詳細な説明】本考案は患者監視装置に係り、特にパドル電極
（通電電極ともいう）から得られる心起電力信号
とECG電極（心電電極ともいう）から得られる
心起電力信号とを自動的に選択して心起電力信号
を発生する装置に関する。

心臓が細動状態に至ると、心臓の筋肉は不規則
な方向に収縮して血液のポンプ作用を営むことが
できなくなる。この状態においては、心臓の筋肉
を制御する電荷は、不適当に分布している。しか
しながら、ある瞬間でも該筋肉が適切な方向に方
位づけされると、心臓を正常動作に復帰させるこ
とができる場合がある。この再方位動作は、除細
動器と呼ばれる装置によつて、心臓を介して電流
を流すことにより行なわれる。除細動器は、患者
の心臓の位置に関連した位置に装着したパドル電
極を介してコンデンサより放電電流を発生するも
のである。

細動状態において、放電パルスを印加する時点
はそれほど重要ではない。しかしながら、心臓が
いつたんある程度適当なリズムをもつように回復
した後では、誤つたタイミングで放電パルスを印
加すると、心臓は再び細動状態となり、死に至ら
せることにもなる。このため、心起電力信号がオ
シロスコープにより観測される。オシロスコープ
に表示された心起電力信号（ECG信号）波形が
細動状態を示すと、放電パルスが手動で与えられ
る。しかしながら、前記波形が規則正しい状態を
示すようになると、放電パルスの印加時点は、心
臓の動作サイクルの正しい時点で印加されるよう
に、同期回路によつて自動的に制御される。同期
回路およびオシロスコープに印加される信号はパ
ドル電極から得られる。しかしながら、より忠実
性のある（品質のよい）信号はECG電極からう
ることができる。この選択は従来では手動スイツ
チによりなされており、そして心起電力信号はオ
シロスコープと同期回路に共通な増幅器に与えら
れる。このスイツチはパドル電極に印加される放
電パルスに耐えうるものでなければならないから
寸法が大きくまた高価であつた。また前記共通増
幅器はパドル電極とECG電極とに共通に動作す
るように設計されねばならないから、かかる増幅
器によつて得られる信号の品質は悪かつた。また
より重要なことは、スイツチがECG電極から心
起電力信号が得られるように選択されており、こ
のとき該電極のうちのどれか一個が故障したり装
着状態が不完全になると（このような状態は除細
動器が用いられるときにたびたび生ずる）、心起
電力信号が得られなくなつてしまう。この除細動
器を使用するときには、患者の生命を考えれば、
心起電力信号を常時観測する必要がある。オシロ
スコープによりECG波形が観測できないと、患
者の心臓が停止したという誤まつた認識をするこ
とになり、また患者の生命を救う努力は誤つた方
向になされることにもなり、患者を死に至らせる
ことになる。

本考案によれば、２個の前置（差動）増幅器が
用いられ、そのうちの一方はECG電極に、他方
はパドル電極にそれぞれ接続される。ECG電極
が患者の身体に適切に装着されている時には、
ECG信号はECG電極から得られる。そしてこれ
ら電極のうちの１個が故障または装着不完全にな
ると、ECG信号はパドル電極から自動的に得ら
れるようになる。したがつて、除細動器を使用す
る場合に通常存在する上述した欠点は除去され
て、より品質のよい信号が自動的に得られる。ま
た、ECG増幅器はパドル電極に印加される放
電々圧に耐える必要がないから、該増幅器をより
正確なECG波形を発生するように設計でき、ま
たスイツチを小さく安価にできる。以下図面を用
いて本考案を説明する。

図は本考案による患者監視装置のブロツク図で
ある。除細動器のパドル電極２，４は差動増幅器
１０の入力端子６，８にそれぞれ接続される。心
臓を介して電流パルス信号を印加するために、パ
ドル電極２，４は患者の胸部のある位置に装着さ
れる。またコンデンサ１２の一対の端子はスイツ
チ１４を介してパドル電極に接続される。よつ
て、コンデンサ１２の充電々荷はパドル電極２，
４を介して放電される。パドル電極２，４に印加
される高電圧パルスから増幅器１０を保護するた
めに、分圧器が各パドル電極と増幅器１０の入力
端子間に接続される。パドル電極２に対して、抵
抗器１６は同極性に直列接続された一対のダイオ
ード１８に直列接続される。該ダイオード１８は
増幅器１０の入力端子６とフローテイング基準電
位（ガード電位）端子間に接続される。正極性の
電圧に対する保護を行うために、同極性に直列接
続された一対のダイオード２０がダイオード１８
に並列接続される。パドル電極４に対して、パド
ル電極４と基準端子間に、同極性に直列接続され
た一対のダイオード２４に抵抗器２２が直列接続
される。また前記ダイオード２４と逆極性に直列
接続された一対のダイオード２６がダイオード２
４に並列接続される。抵抗器２８，３０はダイオ
ード２０，２６にそれぞれ並列接続されて、入力
端子６，８に接続されている増幅器１０の入力ト
ランジスタ（図示せず）にバイアスを供給する。

差動増幅器１０は種々の変形が考えられるが、
ECG電極３６，３８およびECG電極の一つであ
る右足電極３４に関連して後述する差動増幅器３
２とほぼ同一構成と考える。トランジスタ４０，
４２を含むエミツタ・ホロワ出力段のみが増幅器
１０中に示されている。出力端子４４，４６には
0.7Hz以下において6db／octのロール・オフを通
過した信号が得られる。出力端子４４，４６はト
ランジスタ４０，４２のエミツタにそれぞれ接続
される。抵抗器４８，コンデンサ５０，抵抗器５
２および抵抗器５４はトランジスタ４０，４２の
エミツタ間に直列接続される。トランジスタ４
０，４２のエミツタバイアスは負電源端子５９と
各エミツタ間に抵抗器５６，５８を接続すること
により得られる。出力端子４４，４６において
6db／octのロール・オフが得られるから、放電パ
ルスの低周波部分が減衰される。さらに、パドル
電極２，４がECG信号をうるために使用される
とき、身体に装着したパドル電極２，４の移動に
よつて生ずる低周波数ノイズ信号も減衰される。

出力端子４４，４６間に生じた信号は変調器６
２の一方の入力端子６０に印加される。この信号
は信号源６６から変成器６８を介して変調器６２
の他方の入力端子６４に印加されるキヤリア信号
を振幅変調する。この変調された信号は変調器６
２の出力端子７４から変成器７８の１次、２次巻
線７６，８０を介して復調器８４の入力端子８２
へ入力される。整流器７０は変成器６８の２次巻
線７２に接続されて上述した回路に適切な動作電
位を提供する。復調器８４の他方の入力端子には
信号源６６からキヤリア信号が印加され、パドル
電極２，４間に存在した電圧に対応する増幅され
た信号が復調される。この復調された信号は一方
の端子が接地電位端子に接続された復調器８４の
他方の出力端子８６に発生される。出力端子８６
は通常開放状態にあるスイツチ８８の一方の入力
端子に接続され、そしてスイツチ８８の出力端子
はコンデンサ９０および抵抗器９２より成るフイ
ルタを介して増幅器９４の非反転入力端子に接続
される。前記フイルタは0.5Hz以下において6db／
octのロール・オフ特性をもつ。増幅器９４の出
力端子は表示装置９５に接続される。また、一点
鎖線１でその境界を示すように、差動増幅器１
０、変調器６２、整流回路７０は変成器６８，７
８を介しているので接地電位から絶縁された回路
すなわちフローテイング回路を構成している。し
たがつて、図中、白抜き三角形で示した点Ａはフ
ローテイング基準電位端子（以下単に基準電位端
子という。）であり、変成器６８，７８の二次側
回路は一次側回路とは隔離されている。これはパ
ドル電極、ECG電極が装着される患者を保護す
るためである。

パドル電極２，４を介してコンデンサ１２の充
電々荷を放電させることによつて、患者の体の電
位が増大し、それによりECG電極３６に生じた
大きな電圧はジヤツクLAと基準電位端子との間
に直列接続された抵抗器９６とダイオード９８に
減衰される。ECG信号はダイオード９８をオン
にするのに要する電圧よりもはるかに小さいの
で、この信号の振幅は減衰されず、差動増幅器３
２の一方の入力端子８′に印加される。ECG電極
３８に生じた電圧は同様な回路を経て増幅器３２
の他方の入力端子６′に印加される。右足電極３
４と基準端子間に直列接続された抵抗器９７とダ
イオード９９は放電パルスにより生じた電圧を減
衰させ、右足電極駆動回路１４８を保護する。ま
たネオン管n¹，n²，n³は電極３４，３６，３８と
基準端子間にそれぞれ接続され、それらに接続さ
れている回路を高電圧から保護する。さらにダイ
オード９９，９８，９８′の一端と抵抗器１０１
の一端間に接続されたダイオードd₁，d₂，d₃によ
り保護回路が構成される。また、基準電位端子と
抵抗器１０１の一端間に接続されたツエナー・ダ
イオードＺにより保護回路が構成される。シール
ドＳは抵抗器１０３を介してガード端子に接続さ
れる。

差動増幅器３２において、差動増幅器１０で示
した素子に対応する素子にはダツシユを付して示
した。差動増幅器３２の出力端４４′，４６′は変
調器１１８の一方の入力端子１１６に接続され
る。変調器１１８は信号源１２２から変成器１２
４の一次、二次巻線１２６，１２８を介して他方
の端子１２０に印加された信号を振幅変調する。

差動増幅器３２，変調器１１８、整流回路１３
０は変成器１２４，１３６を介してフローテイン
グ回路を構成しており、整流回路１３０は二次巻
線１２８に接続されて、右足電極３４および
ECG電極３６，３８に関連するフローテイング
回路の正負電圧（例えば１０２，５９′）を提供
する。なお前述したと同様にフローテイング基準
電位端子を図中白抜き三角形で示し、記号Ａを付
した。

変調器１１８の出力端子１３２に生じた信号は
変成器１３６の一次巻線１３４に与えられる。二
次巻線１３８は復調器１４２の入力端子１４０に
接続される。復調器１４２の他方の入力端子には
信号源１２２からキヤリア信号が印加され、その
結果出力端子１４４には変調されたECG電極３
６，３８間に生じた信号を復調した信号が得られ
る。この出力端子は通常閉結しているスイツチ１
４６の一方の入力端子に印加される。出力端子は
コンデンサ９０に接続される。右足電極駆動回路
１４８は、周知の方法により増幅器３２の出力端
子４４′，４６′と基準電位端子間の平均電圧の極
性を反転し、この電圧を右足電極３４を介して身
体に帰還する。これによつて、ECG電極３６，
３８には身体を介して右足電極３４からバイアス
電圧が供給される。

また、フローテイング回路の基準電位は光線や
他の電気現象によつて患者の体内に生じたコモン
モード雑音電位に追従するので、前記コモンモー
ド雑音電位が心起電力信号の検出に与える影響は
除去される。右足電極駆動回路１４８はトランジ
スタQ₅のベースを増幅器３２の出力端子４４′，
４６′間に直列接続した抵抗器１５０，１５２の
結合部に接続することにより制御される。光線等
により生じた体内の雑音電圧はECG電極３６，
３８、および増幅器３２を介して抵抗器１５０，
１５２の結合部に生じる。この電圧は右足電極駆
動回路１４８，ECG電極３４を介して身体に帰
還され、雑音電圧の影響は除去される。

右足電極駆動回路１４８、右足電極３４、患者
の身体、ECG電極３６，３８および差動増幅器
３２は閉ループを形成し、基準電位を身体の電位
よりも1.2V低い電位に維持する。この電位はQ₅
のベースとエミツタ間の電位により得られる。

本考案によれば、ECG電極３６，３８および
右足電極３４がすべて身体に正常に装着されてい
る場合には、出力増幅器９４に印加される信号は
スイツチ１４６を介してECG電極３６，３８か
ら得られる。もしこれら電極のうちの１個が故
障、装着不完全または電極と身体の間のインピー
ダンスが高くなると、Q₁またはQ₃の一方のベー
スに対する駆動動作が阻止され、差動増幅器３２
の出力は異常状態（大きな不平衡状態）になる。
もし右足電極３４が故障するかまたはあまり高い
インピーダンスをもつようになると、Q₁に並列
接続されているQ₈がオンとなり、増幅器３２を
異常状態にする。これは次のようにして行なわれ
る。

まず、右足電極３４およびECG電極３６，３
８の装着状態が完全な場合、ECG電極３６，３
８、増幅器３２、右足電極駆動回路１４８および
右足電極３４は身体を介して閉ループを形成して
いる。端子１５４，１８４，５９′，１０２の電
圧は所定値に設定されており、ECG電極３６，
３８へはECG信号（微小な信号である）および
右足電極３４から身体を介して正のバイアス電圧
が供給され、トランジスタ４０′，４２′のエミツ
タ電圧は正電圧になつている。ダイオード９
８′，９８，９９は逆バイアスされ、オフ状態に
ある。また、出力端子４４′，４６′の平均電圧す
なわち抵抗器１５０，１５２の結合点電圧は正な
ので、トランジスタQ₅はオン状態にある。トラ
ンジスタQ₈のベースには端子１８４から負電圧
が供給されているので、トランジスタQ₈はオフ
状態にある。出力端子４４′，４６′間の差電圧
（ECG信号に関連する微小電圧）は変調器１１８
の入力端子１１６へ入力され、復調器１４２，ス
イツチ１４６，増幅器９４等を介して表示装置９
５で表示されている。

ECG電極３８の装着が不完全な場合、右足電
極３４からのバイアス電圧はトランジスタQ₃へ
供給されなくなる。したがつて、ダイオード９
８′が導通し、トランジスタQ₃のベース電圧はダ
イオード９８′による降下電圧に相当する負電圧
となる。また、トランジスタQ₃のエミツタ電圧
はダイオード９８′およびトランジスタQ₃のベー
ス・エミツタ間の降下電圧の和に相当する負電圧
となる。抵抗５４′にはほとんど電流が流れない
ため、前記負電圧がトランジスタ４２′のエミツ
タに生じる。一方、ECG電極３６へはバイアス
電圧が印加されているので、トランジスタ４０′
のエミツタには正常時の正電圧が生じている。こ
れによつて、抵抗器１５０，１５２の結合点電圧
は負となり、トランジスタQ₅はオフとなる。ト
ランジスタQ₈のベースには端子１５４から正電
圧が供給されるので、トランジスタQ₈がオンと
なる。トランジスタQ₅がオフとなると、トラン
ジスタQ₆のコレクタ電圧は低下し、トランジス
タQ₇のコレクタ電圧は上昇する。トランジスタ
Q₇のコレクタ電圧は右足電極３４からECG電極
３６を介してトランジスタQ₁のベースへ入力さ
れる。したがつて、トランジスタQ₁のエミツタ
電圧は上昇する。さらに、トランジスタQ₁のエ
ミツタ電圧は端子１５４からトランジスタQ₈を
介して得られる電圧によつても上昇する。これに
より、トランジスタ４０′のエミツタ電圧、抵抗
器１５０，１５２の結合点電圧は上昇する。前記
結合点電圧が正電圧となり、さらに上昇しトラン
ジスタQ₅の駆動可能電圧に達すると、トランジ
スタQ₅はオンとなる。これによつて、トランジ
スタQ₇のコレクタ電圧は低下し、トランジスタ
４０′のエミツタ電圧も低下する。端子１５４，
１８４の設定電圧等によつて決まる状態にトラン
ジスタQ₅，Q₈は安定し、又、抵抗器１５０，１
５２の結合点電圧も所定値で一定となる。その結
果、出力端子４４′は正電圧、出力端子４６′は負
電圧となり、それらの差電圧は正常時に比べて極
めて大きい異常電圧となる。この異常電圧は変調
器１１８の入力端子１１６へ供給される。

ECG電極３６の装着が不完全な場合には、ダ
イオード９８が導通し、トランジスタQ₁，４
０′のエミツタ電圧は負となる。したがつて、抵
抗器１５０，１５２の結合点電圧は負となり、ト
ランジスタQ₅はオフとなる。トランジスタQ₈の
ベースには端子１５４，１８４からの電位が供給
され、トランジスタQ₈はオンとなる。トランジ
スタQ₅，Q₈は前記同様に動作し、抵抗器１５
０，１５２の結合点電圧は端子１５４，１８４の
電圧等の設定値で決まる電圧値に安定する。結果
として、出力端子４４′，４６′間には異常電圧が
発生する。

次に、右足電極３４の装着が不完全になつた場
合を考える。

この場合、ECG電極３６，３８にバイアスが
供給されないため、トランジスタQ₁，Q₃のベー
ス電圧は負となり、トランジスタ４０′，４２′の
エミツタ電圧も負となる。したがつて、抵抗器１
５０，１５２の結合点電圧も負となる。この状態
では出力端子４４′，４６′の両端子電圧が低下し
ているので、その差は異常電圧とはならない。し
かしながら、前記結合点電圧が負となることによ
つて、トランジスタQ₅はオフ、Q₈はオンとなる
ため、トランジスタ４０′のエミツタ電圧は上昇
する。トランジスタQ₅，Q₈は前述の如く動作
し、トランジスタ４０′のエミツタ電圧および抵
抗器１５０，１５２の結合点電圧は上昇する。前
記結合点電圧は端子１５４，１８４の設定電圧等
によつて決まる値で一定となる。その結果出力端
子４４′，４６′間には正常動作時に比べて極めて
大きい異常電圧が発生する。前記した如く、出力
端子４４′，４６′間に異常電圧が発生すると、変
成器１３６の二次巻線１３８には振幅変調された
より大きな信号が発生する。二次巻線１３８の一
方の端子はコンデンサ１８３を介してダイオード
１８５のカソードに、またそのアノードは接地端
子に接続される。ダイオード１８５のカソードは
またダイオード１８７と抵抗器１８８の直列回路
に接続される。抵抗器１９０とコンデンサ１９２
の直列回路は抵抗器１８８に並列接続される。こ
の結合回路は比較器１９４の反転入力端子に正電
圧を発生する。この正電圧の大きさは二次巻線１
３８に生ずる振幅変調されたキヤリア信号の大き
さに比例する。増幅器３２が正常状態にあると
き、比較器１９４の反転入力端子へ入力される正
電圧の大きさは比較器１９４の非反転入力端子に
印加される正電圧よりも小さい、しかし大きくな
ると、増幅器１９４の出力電圧は負となる。増幅
器１９４の出力端子と接地端子間に直列接続され
た抵抗器１９６，１９８の結合点はスイツチ１４
６およびインピーダンス２００に接続される。イ
ンピーダンス２００の出力端子はスイツチ８８に
接続される。抵抗器１９６，１９８の結合点の電
圧が正のとき、スイツチ１４６はオン、スイツチ
８８はオフとなり、増幅器９４にはECG電極３
６，３８からの信号が供給される。また前記結合
点の電圧が負のとき、スイツチ１４６はオフ、ス
イツチ８８はオンとなり、増幅器９４にはパドル
電極２，４から信号が供給される。

したがつて、右足電極３４およびECG電極３
６，３８が適切に装着されている場合もされてい
ない場合も心臓の動作を表わす信号が増幅器９４
に与えられる。しかもECG電極が適切に装着さ
れている場合にはこれら電極によつて得られる品
質のよい信号が自動的に増幅器９４に印加され
る。

本考案は上述した実施例に限定されるものでは
なく次に述べるような変形が考えられる。パドル
電極２，４またはECG電極３６，３８により得
られた心起電力信号によつてキヤリア信号を振幅
変調し、そしてこの信号を変成器を介して伝送す
る代わりに、心起電力信号で光電変換装置の光出
力の強度を変調するようにしてもよい。差動増幅
器３２の不平衡状態を検出することはECG電極
と患者の身体との間のインピーダンスの変化を検
出するよい方法であるが、インピーダンスの変化
を知る別の方法を用いてもよい。例えば、高周波
信号を右足電極３４に印加してそしてECG電極
３６，３８で検出してもよい。検出信号の振幅が
低下することによつて、電極のうちのどれかが不
完全装着状態になつたことがわかる。このときス
イツチが動作して出力への心起電力信号はパドル
電極から与えられる。以上述べた如く本考案の患
者監視装置によれば、ECG電極の装着が完全な
時、心起電力信号はECG電極によつて検出され
るので、高忠実度な心起電力信号を得ることがで
き、又、ECG電極の装着が不完全な時、心起電
力信号はパドル電極によつて検出される。パドル
電極によつて心起電力信号を検出した場合には、
ECG電極によつて検出する場合と比較して出力
信号の忠実度は劣化するが、ECG電極の装着が
如何なる状態であろうとも心起電力信号を検出す
ることができる。

【図面の簡単な説明】

図は本考案による患者監視装置のブロツク図で
ある。２，４：パドル電極、１０，３２：差動増幅
器、６２，１１８：変調器、７０，１３０：整流
器、８４，１４２：復調器、８８，１４６：スイ
ツチ、９５：表示装置、３４：右足電極、３６，
３８：ECG電極、１４８：右足電極駆動回路。

Claims

【実用新案登録請求の範囲】

ECG電極により心起電力信号を検出する第１
回路と、パドル電極により心起電力信号を検出す
る第２回路と、出力回路と、前記第１，第２回路
を前記出力回路に接続するスイツチを含み、前記
第１回路の出力信号の大きさが予定値以下のとき
前記第１回路を前記出力回路に接続し、前記出力
信号の大きさが予定値を越えるとき前記第２回路
を前記出力回路に接続する制御回路とから成る患
者監視装置。