JPS61228831A - 無呼吸発作検出装置 - Google Patents
無呼吸発作検出装置Info
- Publication number
- JPS61228831A JPS61228831A JP60069690A JP6969085A JPS61228831A JP S61228831 A JPS61228831 A JP S61228831A JP 60069690 A JP60069690 A JP 60069690A JP 6969085 A JP6969085 A JP 6969085A JP S61228831 A JPS61228831 A JP S61228831A
- Authority
- JP
- Japan
- Prior art keywords
- apnea
- apnea attack
- attack state
- warning
- section
- Prior art date
- 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
Links
Classifications
-
- A—HUMAN NECESSITIES
- A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
- A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
- A61B5/00—Measuring for diagnostic purposes; Identification of persons
- A61B5/145—Measuring characteristics of blood in vivo, e.g. gas concentration, pH value; Measuring characteristics of body fluids or tissues, e.g. interstitial fluid, cerebral tissue
- A61B5/1455—Measuring characteristics of blood in vivo, e.g. gas concentration, pH value; Measuring characteristics of body fluids or tissues, e.g. interstitial fluid, cerebral tissue using optical sensors, e.g. spectral photometrical oximeters
- A61B5/14551—Measuring characteristics of blood in vivo, e.g. gas concentration, pH value; Measuring characteristics of body fluids or tissues, e.g. interstitial fluid, cerebral tissue using optical sensors, e.g. spectral photometrical oximeters for measuring blood gases
-
- A—HUMAN NECESSITIES
- A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
- A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
- A61B5/00—Measuring for diagnostic purposes; Identification of persons
- A61B5/103—Detecting, measuring or recording devices for testing the shape, pattern, colour, size or movement of the body or parts thereof, for diagnostic purposes
- A61B5/11—Measuring movement of the entire body or parts thereof, e.g. head or hand tremor, mobility of a limb
- A61B5/113—Measuring movement of the entire body or parts thereof, e.g. head or hand tremor, mobility of a limb occurring during breathing
-
- A—HUMAN NECESSITIES
- A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
- A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
- A61B2503/00—Evaluating a particular growth phase or type of persons or animals
- A61B2503/06—Children, e.g. for attention deficit diagnosis
Landscapes
- Health & Medical Sciences (AREA)
- Life Sciences & Earth Sciences (AREA)
- Physics & Mathematics (AREA)
- Medical Informatics (AREA)
- Surgery (AREA)
- Biophysics (AREA)
- Pathology (AREA)
- Engineering & Computer Science (AREA)
- Biomedical Technology (AREA)
- Heart & Thoracic Surgery (AREA)
- Veterinary Medicine (AREA)
- Molecular Biology (AREA)
- Public Health (AREA)
- Animal Behavior & Ethology (AREA)
- General Health & Medical Sciences (AREA)
- Optics & Photonics (AREA)
- Spectroscopy & Molecular Physics (AREA)
- Physiology (AREA)
- Dentistry (AREA)
- Oral & Maxillofacial Surgery (AREA)
- 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】
産Uソし1盆1一
本発明は、乳児・幼児などの無呼吸状態を検出する無呼
吸発作検出装置に関する。
吸発作検出装置に関する。
尺迷1月支菫−
従来、幼児の呼吸運動インピーダンスの変化を検出して
無呼吸状態を発見する装置は、米国特許第4,403,
215号明細書および米国特許第4゜305.400号
明細書などにおいて知られており、また呼吸運動による
体動の停止を検出して無呼吸状態を発見する装置も米国
特許第4,146゜885号明細書および米国特許第4
,245,651号明細書などにおいて知られている。
無呼吸状態を発見する装置は、米国特許第4,403,
215号明細書および米国特許第4゜305.400号
明細書などにおいて知られており、また呼吸運動による
体動の停止を検出して無呼吸状態を発見する装置も米国
特許第4,146゜885号明細書および米国特許第4
,245,651号明細書などにおいて知られている。
明が しようとする q
しかしながら、上述の装置では、呼吸運動だけしていて
〃ス交換が行なわれていない場合に無呼吸状態として検
出されないので、信頼性に問題がある。
〃ス交換が行なわれていない場合に無呼吸状態として検
出されないので、信頼性に問題がある。
本発明の目的は、このような問題を解消してより信頼性
が高くかつ無呼吸状態の発見が迅速な無呼吸発作検出装
置を提供することにある。
が高くかつ無呼吸状態の発見が迅速な無呼吸発作検出装
置を提供することにある。
ヴ するための
上記目的を達成するために、本発明に係る無呼吸発作検
出装置は、血液中の酸素飽和度を測定する測定手段と、
正常時の酸素飽和度を記憶する記憶手段と、記憶された
酸素飽和度に対し測定された酸素飽和度が所定量以上低
下すると検出信号を出力する低下量検出手段と、該検出
信号に応じて無呼吸発作状態を検出する無呼吸発作状態
検出手段とを有することを特徴とするものである。
出装置は、血液中の酸素飽和度を測定する測定手段と、
正常時の酸素飽和度を記憶する記憶手段と、記憶された
酸素飽和度に対し測定された酸素飽和度が所定量以上低
下すると検出信号を出力する低下量検出手段と、該検出
信号に応じて無呼吸発作状態を検出する無呼吸発作状態
検出手段とを有することを特徴とするものである。
本発明装置によれば、上記構成によって、血液中の酸素
飽和度が予め定められた正常時の酸素飽和度から所定量
以上低下した場合に無呼吸発作状態として検出されるの
で、呼吸運動だけ行なわれてブス交換が行なわれていな
い場合でも無呼吸発作状態として検出することができ、
装置の信頼性はより向上させられるし、また酸素飽和度
の測定は短時間に行なわれるものであるから、レスポン
スタイムξ速くなる。
飽和度が予め定められた正常時の酸素飽和度から所定量
以上低下した場合に無呼吸発作状態として検出されるの
で、呼吸運動だけ行なわれてブス交換が行なわれていな
い場合でも無呼吸発作状態として検出することができ、
装置の信頼性はより向上させられるし、また酸素飽和度
の測定は短時間に行なわれるものであるから、レスポン
スタイムξ速くなる。
及IK
以下、本発明の実施例について図面を用いて詳細に説明
するが、その前に、本実施例において無呼吸発作状態の
検出の為に用いられる酸素飽和度の測定原理について説
明する。
するが、その前に、本実施例において無呼吸発作状態の
検出の為に用いられる酸素飽和度の測定原理について説
明する。
生体に入射した光は、生体中の血液や筋肉などによって
吸収、散乱されて減衰する。動脈血は拍動じており、体
積が周期的に変化しているので、生体を通った光量も周
期的に変化している。生体を通った波長人の光の強度を
工λとすると、−g(μ入)(d+Δd) Iλ=Ioλ−Ftλ Fvλ−f(μ入)e・・・・
・(1) で表わされる。ここで、■oλは波長λの光の入射光強
度、Ftλ、Fvλはそれぞれ波長λにおける血
1液を含まない部分および静脈血の透過率、μλ
は動脈血の波長λにおける吸収係数、r(μλ)、g(
μλ)はそれぞれμλの関数であり、dおよびΔdはそ
れぞれ光が通る動脈血の平均的厚さおよびその変化分で
ある。Δdは心臓の拍動に応じて周期的に変化する。
吸収、散乱されて減衰する。動脈血は拍動じており、体
積が周期的に変化しているので、生体を通った光量も周
期的に変化している。生体を通った波長人の光の強度を
工λとすると、−g(μ入)(d+Δd) Iλ=Ioλ−Ftλ Fvλ−f(μ入)e・・・・
・(1) で表わされる。ここで、■oλは波長λの光の入射光強
度、Ftλ、Fvλはそれぞれ波長λにおける血
1液を含まない部分および静脈血の透過率、μλ
は動脈血の波長λにおける吸収係数、r(μλ)、g(
μλ)はそれぞれμλの関数であり、dおよびΔdはそ
れぞれ光が通る動脈血の平均的厚さおよびその変化分で
ある。Δdは心臓の拍動に応じて周期的に変化する。
■λの対数と、1人の対数のうち直流成分との差Yλは
Yλ=−g(μλ)Δd ・・・・・・・(2)と
なる。g(μλ)は近似的にμλの平方惧に比例するの
で Yλ2 = kλμ^(Δd)2 ・・・・・・・
(3)と表わされる。kλは波長によって決まる定数で
ある。μλは μλ=CHbo2・ε^Hbo2+CHb @ EλH
b=Ct(S(EλHboz −E A Hb)十Eλ
Hbl・・・・・・・(4) で表わされる。ここで、CHbo2およびCHbは酸化
ヘモグロビンおよび還元ヘモグロビンの濃度、CL=C
Hbo2+CHb、 5=CHboz/CL、EλHb
o2およびEλ■bはそれぞれ波長λにおける酸化ヘモ
グロビンおよび還元ヘモグロビンの吸収係数である。し
たがってYλ2は Yλ2 = kλCtiS(E入Hbo□−EλHb)
十EλHb)(Δd)2・・・・・・・(5) r古〜青営豚Δ晶2Sza’lt賃点奮、。
なる。g(μλ)は近似的にμλの平方惧に比例するの
で Yλ2 = kλμ^(Δd)2 ・・・・・・・
(3)と表わされる。kλは波長によって決まる定数で
ある。μλは μλ=CHbo2・ε^Hbo2+CHb @ EλH
b=Ct(S(EλHboz −E A Hb)十Eλ
Hbl・・・・・・・(4) で表わされる。ここで、CHbo2およびCHbは酸化
ヘモグロビンおよび還元ヘモグロビンの濃度、CL=C
Hbo2+CHb、 5=CHboz/CL、EλHb
o2およびEλ■bはそれぞれ波長λにおける酸化ヘモ
グロビンおよび還元ヘモグロビンの吸収係数である。し
たがってYλ2は Yλ2 = kλCtiS(E入Hbo□−EλHb)
十EλHb)(Δd)2・・・・・・・(5) r古〜青営豚Δ晶2Sza’lt賃点奮、。
波長λ1におけるYλをYλ1、波長λ2におけるYλ
をY入2で表わすと、 (Yλ、)2=−1(λ、Ct(S(Eλ、Hbo2−
Eλ、1lb)+Eλ+nbl(Δd)2(Yλz)2
7’にλ2Ct[S(Eλ、Hbo□−Eλ2)1b)
+Eλ2nbl(Δd)2 ・これにより ・・・・・・・(6) となる、そしてEλ+l1bo2=Eλ、l(bを満た
す波長λ1を用いることにより ・・・・・・・(7) となり酸素飽和度(以下5a02と略す)は5X100
(%)で定義されるから で求めることができる。ここでA、Bは血液の光学特性
により決まる定数である。
をY入2で表わすと、 (Yλ、)2=−1(λ、Ct(S(Eλ、Hbo2−
Eλ、1lb)+Eλ+nbl(Δd)2(Yλz)2
7’にλ2Ct[S(Eλ、Hbo□−Eλ2)1b)
+Eλ2nbl(Δd)2 ・これにより ・・・・・・・(6) となる、そしてEλ+l1bo2=Eλ、l(bを満た
す波長λ1を用いることにより ・・・・・・・(7) となり酸素飽和度(以下5a02と略す)は5X100
(%)で定義されるから で求めることができる。ここでA、Bは血液の光学特性
により決まる定数である。
第1図は本発明一実施例の構成を示すブロック図である
。同図において、(2)はLED点灯回路で相異なる発
光波長域λ2、λ2をそれぞれ有するLED(4)およ
びLED(6)をそれぞれ互いに異なる周波数f3、f
2で連続的に交流点灯させるためのものである。LED
(4)およびLED(6)から発せられ、生体(8)を
通過した光は受光素子(10)によって電気信号に変換
される。光電流電圧変換部(12)は、上記受光素子(
10)の出力電流を電圧に変換する。 (14a)(1
4b)は中心周波数がそれぞれf、、f2であるバンド
パスフィルタで、上記光電流電圧変換部(12)の出力
から、それぞれLED(4)(6)から発せられて生体
(8)を通過した光の量に相当する信号を抽出する。な
おバンドパスフィルタ(14a)(14b)への入力は
、入力選択リレースイッチ(S S ’)によって基準
信号発生部(BS)にも切換えられる。
。同図において、(2)はLED点灯回路で相異なる発
光波長域λ2、λ2をそれぞれ有するLED(4)およ
びLED(6)をそれぞれ互いに異なる周波数f3、f
2で連続的に交流点灯させるためのものである。LED
(4)およびLED(6)から発せられ、生体(8)を
通過した光は受光素子(10)によって電気信号に変換
される。光電流電圧変換部(12)は、上記受光素子(
10)の出力電流を電圧に変換する。 (14a)(1
4b)は中心周波数がそれぞれf、、f2であるバンド
パスフィルタで、上記光電流電圧変換部(12)の出力
から、それぞれLED(4)(6)から発せられて生体
(8)を通過した光の量に相当する信号を抽出する。な
おバンドパスフィルタ(14a)(14b)への入力は
、入力選択リレースイッチ(S S ’)によって基準
信号発生部(BS)にも切換えられる。
整流検波部(16a)(16b)は、それぞれ1<ンド
パスフィルタ(14a)(14b)の出力を検波復調し
、波長域λ1、λ2における生体の光学特性に応じた信
号を出力する。演算部(18a)(18b)はそれぞれ
整流検波部(16m)(16b)の出力の直流成分に対
する交流成分の比を求める。尚、ローパスフィルタ(2
0a)(20b)にもそれぞれ整流検波部(16a)(
16b)の出力が入力される。両波整流部(22a)(
22b)は、それぞれ演算部(18a)(18b)の出
力を両波整流する。脈波積分部(24a)(24b)は
制御演算部(30)の制御によって、両波整流部(22
a)(22b)の出力を積分する。
パスフィルタ(14a)(14b)の出力を検波復調し
、波長域λ1、λ2における生体の光学特性に応じた信
号を出力する。演算部(18a)(18b)はそれぞれ
整流検波部(16m)(16b)の出力の直流成分に対
する交流成分の比を求める。尚、ローパスフィルタ(2
0a)(20b)にもそれぞれ整流検波部(16a)(
16b)の出力が入力される。両波整流部(22a)(
22b)は、それぞれ演算部(18a)(18b)の出
力を両波整流する。脈波積分部(24a)(24b)は
制御演算部(30)の制御によって、両波整流部(22
a)(22b)の出力を積分する。
アナログマルチプレクサ(26)は、脈波積分部(24
m)(24b)およびローハスフィルタ(20a)(2
0[))の出力のうちの一つを順に選択してA/D変換
部’(28)に入力する。A/D変換部(28)は選択
された信号をディジタル信号に変換する。
m)(24b)およびローハスフィルタ(20a)(2
0[))の出力のうちの一つを順に選択してA/D変換
部’(28)に入力する。A/D変換部(28)は選択
された信号をディジタル信号に変換する。
このディジタル信号は、制御演算部(30)に入力され
る。
る。
脈波信号変換部(32)は、演算部(18a)の出力を
脈波表示メータ(34)の入力に適した信号に変換する
。また、演算部(18a)の出力は脈波整形部(36)
によってパルス波形に変換された後、制御演算部(30
)に入力される。
脈波表示メータ(34)の入力に適した信号に変換する
。また、演算部(18a)の出力は脈波整形部(36)
によってパルス波形に変換された後、制御演算部(30
)に入力される。
制御演算部(30)は、A/D変換部(28)の出力よ
’)SaOzを演算し、無呼吸発作状態の検出と無呼吸
発作状態からの回復判定をおこなうとともに、脈波整形
部(36)の出力より脈拍数を算出する。また、制御演
算部(30)は、脈波積分部(24a)(24b)、ア
ナログマルチプレクサ(26)、および入力選択リレー
スイッチ(SS)の制御をおこなう。さらに、制御演算
部(30)には、スイッチ入力部インターフェース(3
8)を介して、スイッチ入力部(40)に設定された情
報が入力される。
’)SaOzを演算し、無呼吸発作状態の検出と無呼吸
発作状態からの回復判定をおこなうとともに、脈波整形
部(36)の出力より脈拍数を算出する。また、制御演
算部(30)は、脈波積分部(24a)(24b)、ア
ナログマルチプレクサ(26)、および入力選択リレー
スイッチ(SS)の制御をおこなう。さらに、制御演算
部(30)には、スイッチ入力部インターフェース(3
8)を介して、スイッチ入力部(40)に設定された情
報が入力される。
さらに、制御演算部(30)は、表示部・警告部インタ
ーフェース(42)を介して表示部(44)と警告部(
46)の制御および駆動をおこない、かつ無睡@04’
e什情の刺宇鈷要を、λ工呼購器制御部(48)、酸素
吸入器制御部(50)、患者刺激器制御部(52)に伝
える6本実施例の装置では、制御演算部(30)にマイ
クロコンピュータを使用している。なお、上記の(2)
〜(30)の部分(生体(8)を除く)は、Sad、あ
るいはS a O2に相当するものを算出する部分であ
るが、この部分を他の方式のオキシメータ(Sa02測
定装置)におきかえることもできる。例えば、Wood
型Earオキシメータや、多波長型Earオキシメータ
など、動脈血を測定するものの他に静脈血ないしは血液
全体の酸素飽和度を測定する装置を用いても良い。
ーフェース(42)を介して表示部(44)と警告部(
46)の制御および駆動をおこない、かつ無睡@04’
e什情の刺宇鈷要を、λ工呼購器制御部(48)、酸素
吸入器制御部(50)、患者刺激器制御部(52)に伝
える6本実施例の装置では、制御演算部(30)にマイ
クロコンピュータを使用している。なお、上記の(2)
〜(30)の部分(生体(8)を除く)は、Sad、あ
るいはS a O2に相当するものを算出する部分であ
るが、この部分を他の方式のオキシメータ(Sa02測
定装置)におきかえることもできる。例えば、Wood
型Earオキシメータや、多波長型Earオキシメータ
など、動脈血を測定するものの他に静脈血ないしは血液
全体の酸素飽和度を測定する装置を用いても良い。
表示部(44)は、後に詳述するように、測定されたS
aO2および脈拍数を表示するとともに、正常時におけ
るS a O2および脈拍数の値、無呼吸発作状態検出
の判定条件、無呼吸発作状態からの回復検出の判定条件
、無呼吸発作の総回数及び累計時間などをそれぞれ表示
する。警告部(46)は、無呼吸発作状態が検出された
場合、無呼吸発作状態の判定が不良または不能になった
場合、停電によって電源が後述の交流電源(76)から
内蔵バッテリ(68)に切換えられた場合、あるいは内
蔵バッテリ(68)の出力電圧が低下した場合にそれぞ
れ警告をおこなう。表示部・警告部インターフェース(
42)は、制御演算部(30)の命令によって表示部(
44)および警告部(46)の制御および駆動をする。
aO2および脈拍数を表示するとともに、正常時におけ
るS a O2および脈拍数の値、無呼吸発作状態検出
の判定条件、無呼吸発作状態からの回復検出の判定条件
、無呼吸発作の総回数及び累計時間などをそれぞれ表示
する。警告部(46)は、無呼吸発作状態が検出された
場合、無呼吸発作状態の判定が不良または不能になった
場合、停電によって電源が後述の交流電源(76)から
内蔵バッテリ(68)に切換えられた場合、あるいは内
蔵バッテリ(68)の出力電圧が低下した場合にそれぞ
れ警告をおこなう。表示部・警告部インターフェース(
42)は、制御演算部(30)の命令によって表示部(
44)および警告部(46)の制御および駆動をする。
スイッチ入力部(40)は、制御演算部(30)におい
て無呼吸発作状態の検出と無呼吸発作状態からの回復判
定などに使用される定数などを設定し、これらの設定値
はスイッチ入力部インターフェース(38)を介して制
御演算部(30)に入力されるとともに、表示部(44
)に表示され、更に記憶部(MO)に記憶される。
て無呼吸発作状態の検出と無呼吸発作状態からの回復判
定などに使用される定数などを設定し、これらの設定値
はスイッチ入力部インターフェース(38)を介して制
御演算部(30)に入力されるとともに、表示部(44
)に表示され、更に記憶部(MO)に記憶される。
人工呼吸器制御部(48)は、人工呼吸器スイッチ入力
部(54)の後述するモード設定スイッチがONにされ
た動作状態において、制御演算部(30)で求められた
無呼吸発作状態の判定結果より人工呼吸器(56)の制
御を行う、酸素吸入器制御部(50)は、酸素吸入器ス
イッチ入力部(58)の後述するモード設定スイッチが
ONにされた動作状態において、制御演算部(30)で
求められた5a02および無呼吸発作状態の判定結果よ
り酸素吸入器(60)を制御する。患者刺激器制御部(
52)は、患者刺激器スイッチ入力部(62)の後述す
るモード設定スイッチがONにされた動作状態において
、制御演算部(30)で求められた無呼吸発作状態の判
定結果より患者刺激器(64)を制御する。
部(54)の後述するモード設定スイッチがONにされ
た動作状態において、制御演算部(30)で求められた
無呼吸発作状態の判定結果より人工呼吸器(56)の制
御を行う、酸素吸入器制御部(50)は、酸素吸入器ス
イッチ入力部(58)の後述するモード設定スイッチが
ONにされた動作状態において、制御演算部(30)で
求められた5a02および無呼吸発作状態の判定結果よ
り酸素吸入器(60)を制御する。患者刺激器制御部(
52)は、患者刺激器スイッチ入力部(62)の後述す
るモード設定スイッチがONにされた動作状態において
、制御演算部(30)で求められた無呼吸発作状態の判
定結果より患者刺激器(64)を制御する。
!@2図は各部に電源を供給する電源部(66)の構成
を示すブロック図である。電源部(66)は内蔵バッテ
リ(68)、内蔵バッテリ充電部(70)、停電監視部
(72)、バッテリ電圧検出部(74)から構成されて
いる。(76)は外部の商用交流電源を示す。停電監視
部(72)は、商用交流電源(76)の出力電圧をモニ
ターし、停電の場合、各部に電力を供給する電源を交流
電源(76)から内蔵パッチ17(68)に切換える。
を示すブロック図である。電源部(66)は内蔵バッテ
リ(68)、内蔵バッテリ充電部(70)、停電監視部
(72)、バッテリ電圧検出部(74)から構成されて
いる。(76)は外部の商用交流電源を示す。停電監視
部(72)は、商用交流電源(76)の出力電圧をモニ
ターし、停電の場合、各部に電力を供給する電源を交流
電源(76)から内蔵パッチ17(68)に切換える。
内蔵バッテリ充電部(70)は、交流電源(76)によ
って各部に電力が供給されている間に内蔵バッテリ(6
8)を充電する。バッテリ電圧検出部(74)は内蔵バ
ッテリ(68)の出力電圧をモニターし、その電圧が低
下した場合、警告部(46)において警告を出す。
って各部に電力が供給されている間に内蔵バッテリ(6
8)を充電する。バッテリ電圧検出部(74)は内蔵バ
ッテリ(68)の出力電圧をモニターし、その電圧が低
下した場合、警告部(46)において警告を出す。
第1図に戻って、送信部(E)は制御演算部(30)で
求められたS a O2および脈拍数の他、各種の警告
情報を有線ないし無線で送出する。受信部(R)は、送
信部(E)から送られるデータを受信する。表示・警告
部コントローラ(78)は、受信部(R)が受信した情
報によって5a02表示素子(80)、脈拍数表示素子
(82)、無呼吸発作警告表示素子(84)、動作不能
警告表示素子(86)、停電警告表示素子(88)、内
蔵バッテリ電圧低下警告素子(90)及び警告音ブザー
(92)の制御および駆動をおこなう。
求められたS a O2および脈拍数の他、各種の警告
情報を有線ないし無線で送出する。受信部(R)は、送
信部(E)から送られるデータを受信する。表示・警告
部コントローラ(78)は、受信部(R)が受信した情
報によって5a02表示素子(80)、脈拍数表示素子
(82)、無呼吸発作警告表示素子(84)、動作不能
警告表示素子(86)、停電警告表示素子(88)、内
蔵バッテリ電圧低下警告素子(90)及び警告音ブザー
(92)の制御および駆動をおこなう。
次に本実施例の表示部(44)、警告部(46)、およ
びスイッチ入力部(40)の具体的構成を第3図に示す
。第3図において、(100)は測定された最新の酸素
飽和度をディジタル値として表示するSaO□表示素子
、(102)は測定された脈拍数をディジタル値として
表示する脈拍数表示素子である。(34)は、脈波表示
メータである。
びスイッチ入力部(40)の具体的構成を第3図に示す
。第3図において、(100)は測定された最新の酸素
飽和度をディジタル値として表示するSaO□表示素子
、(102)は測定された脈拍数をディジタル値として
表示する脈拍数表示素子である。(34)は、脈波表示
メータである。
(104)は無呼吸発作状態を検出するための5a02
の閾値(下限値)をディジタル値として表示する素子で
、この閾値は、設定用アップキー(106a)と設定用
ダウンキー(iosb)とによって手動で設定される。
の閾値(下限値)をディジタル値として表示する素子で
、この閾値は、設定用アップキー(106a)と設定用
ダウンキー(iosb)とによって手動で設定される。
(10・8)は無呼吸発作状態を検出するためのSaO
2の低下率(速度)の閾値をディジタル値として表示す
る素子で、この閾値は設定用アップキー(110a)お
よび設定用グランキー(110b)の手動操作によって
設定される。
2の低下率(速度)の閾値をディジタル値として表示す
る素子で、この閾値は設定用アップキー(110a)お
よび設定用グランキー(110b)の手動操作によって
設定される。
(112)は無呼吸発作状態からの回復を検出するため
の5a02の閾値をディジタル値として表示する素子で
、この閾値も同様に、設定用アップキー(114a)と
設定用ダウンキー(114b)の手動操作によって設定
される。更に、(152)は無呼吸発作状態からの回復
を検出するためのSaO2の増加率(速度)の閾値をデ
ィジタル値として表示する表示素子で、この閾値も設定
用アップキー(154a)と設定用ダウンキー(154
b)の手動操作によって設定される。
の5a02の閾値をディジタル値として表示する素子で
、この閾値も同様に、設定用アップキー(114a)と
設定用ダウンキー(114b)の手動操作によって設定
される。更に、(152)は無呼吸発作状態からの回復
を検出するためのSaO2の増加率(速度)の閾値をデ
ィジタル値として表示する表示素子で、この閾値も設定
用アップキー(154a)と設定用ダウンキー(154
b)の手動操作によって設定される。
(116)は無呼吸発作状態が検出された場合に点灯さ
れて警告を行う警告表示素子、(118)は装置の動作
不能状態が検出された場合に点灯されて警告を行う警告
表示素子、(120)は停電状態が検出された場合に点
灯されて警告を行う警告表示素子、(122)は内蔵バ
ッテリ(68)の電圧が所定値以下に低下したことが検
出された場合に点灯して警告を行う警告表示素子である
。(124)は無呼吸発作警告解除スイッチで、このス
イッチの操作によって警告表示素子(116)による無
呼吸発作状態の警告を手動で解除できる。(126)は
警告音スイッチで、このスイッチをOFFにすることに
よって警告音を解除できる。(128)は警告音の音量
を調整するためのボリューム、(130)は警告音発生
用のスピーカである。
れて警告を行う警告表示素子、(118)は装置の動作
不能状態が検出された場合に点灯されて警告を行う警告
表示素子、(120)は停電状態が検出された場合に点
灯されて警告を行う警告表示素子、(122)は内蔵バ
ッテリ(68)の電圧が所定値以下に低下したことが検
出された場合に点灯して警告を行う警告表示素子である
。(124)は無呼吸発作警告解除スイッチで、このス
イッチの操作によって警告表示素子(116)による無
呼吸発作状態の警告を手動で解除できる。(126)は
警告音スイッチで、このスイッチをOFFにすることに
よって警告音を解除できる。(128)は警告音の音量
を調整するためのボリューム、(130)は警告音発生
用のスピーカである。
(132)は電源スィッチである。(134)はモード
切換スイッチで、テストモード(test)と測定モー
ド(seas)との切換えをするためのもので、各モー
ドについては後に詳述する。
切換スイッチで、テストモード(test)と測定モー
ド(seas)との切換えをするためのもので、各モー
ドについては後に詳述する。
(136)は、電源スィッチ(132)がONされた後
の無呼吸発作の回数をディジタル値として示す表示素子
、(138)は無呼吸発作の累積時間をディジタル値と
して示す表示素子である。無呼吸発作の回数と累積時間
とのカウント値はリセットスイッチ(140)の操作に
よってリセットされる。
の無呼吸発作の回数をディジタル値として示す表示素子
、(138)は無呼吸発作の累積時間をディジタル値と
して示す表示素子である。無呼吸発作の回数と累積時間
とのカウント値はリセットスイッチ(140)の操作に
よってリセットされる。
(142)は、第1図の人工呼吸器スイッチ入力部(5
4)に含まれ、人工呼吸器(56)の動作モードを設定
するモード設定スイッチである。スイッチ(142)の
指標(142a)が指標”OFF”に合わせられている
場合、制御演算部(30)によって無呼吸発作状態が検
出されても、人工呼吸器(56)は作動させられない。
4)に含まれ、人工呼吸器(56)の動作モードを設定
するモード設定スイッチである。スイッチ(142)の
指標(142a)が指標”OFF”に合わせられている
場合、制御演算部(30)によって無呼吸発作状態が検
出されても、人工呼吸器(56)は作動させられない。
指標(142a)が指標″0N(APNEA)”に合わ
せられている場合には、制御演算部(30)によって無
呼吸発作状態が検出されると、人工呼吸器(56)が作
動させられる。更に、指ff(142a)が指標″ON
″に合わせられている場合には、制御演算部(30)に
よる無呼吸発作状態の検出いかんにかかわらず、人工呼
吸器(56)は作動させられる。
せられている場合には、制御演算部(30)によって無
呼吸発作状態が検出されると、人工呼吸器(56)が作
動させられる。更に、指ff(142a)が指標″ON
″に合わせられている場合には、制御演算部(30)に
よる無呼吸発作状態の検出いかんにかかわらず、人工呼
吸器(56)は作動させられる。
(144)〜(148b)は、第1図の酸素吸入器スイ
ッチ入力部(58)に含まれるもので、(144)は酸
素吸入器(60)の動作モードを設定するモード設定ス
イッチ、(146)はスイッチ(144)の指標(14
4a)が指標”ON”に合わせられた場合の酸素吸入器
(60)の作動レベルとなる5a02の閾値を表示する
表示素子で、その閾値はアップキー(148a)もしく
はグランキー(148b)の操作によって設定される。
ッチ入力部(58)に含まれるもので、(144)は酸
素吸入器(60)の動作モードを設定するモード設定ス
イッチ、(146)はスイッチ(144)の指標(14
4a)が指標”ON”に合わせられた場合の酸素吸入器
(60)の作動レベルとなる5a02の閾値を表示する
表示素子で、その閾値はアップキー(148a)もしく
はグランキー(148b)の操作によって設定される。
スイッチ(144)の指標(144a)が指標″OFF
”に合わせら、れている場合には、制御演算部(30)
によって無呼吸発作状態が検出されても、酸素吸入器(
60)は作動させられない。指標(144a)が指標″
0N(APNEA)′に合わせられている場合には、制
御演算部(30)によって無呼吸発作状態が検出される
と、酸素吸入器(60)が作動させられる。更に、指標
(144a)が指標”ON”に合わせられている場合に
は、制御演算部(30)による無呼吸発作状態の検出い
かんにかかわらず、測定されたSagaが表示素子(1
46)に表示された値以下になると、酸素吸入器(60
)は作動させられる。
”に合わせら、れている場合には、制御演算部(30)
によって無呼吸発作状態が検出されても、酸素吸入器(
60)は作動させられない。指標(144a)が指標″
0N(APNEA)′に合わせられている場合には、制
御演算部(30)によって無呼吸発作状態が検出される
と、酸素吸入器(60)が作動させられる。更に、指標
(144a)が指標”ON”に合わせられている場合に
は、制御演算部(30)による無呼吸発作状態の検出い
かんにかかわらず、測定されたSagaが表示素子(1
46)に表示された値以下になると、酸素吸入器(60
)は作動させられる。
(iso)は、第1図の患者刺激器スイッチ入力部(6
2)に含まれ、患者刺激器(64)の動作モードを設定
するモード設定スイッチである。スイッチ(iso)の
指標(150a)が指標”OFF”に合わせられている
場合、制御演算部(30)によって無呼吸発作状態が検
出されても、患者刺激器(64)は作動させられない。
2)に含まれ、患者刺激器(64)の動作モードを設定
するモード設定スイッチである。スイッチ(iso)の
指標(150a)が指標”OFF”に合わせられている
場合、制御演算部(30)によって無呼吸発作状態が検
出されても、患者刺激器(64)は作動させられない。
指標(150a)が指12″0N(APNEA)”に合
わせられている場合には、制御演算部(30)によって
無呼吸発作状態が検出されると、患者刺激器(64)が
作動させられる。ここで、患者刺激器(64)は、患者
の足の裏をかるくたたいて、呼吸再開のための刺激を与
えるものである。
わせられている場合には、制御演算部(30)によって
無呼吸発作状態が検出されると、患者刺激器(64)が
作動させられる。ここで、患者刺激器(64)は、患者
の足の裏をかるくたたいて、呼吸再開のための刺激を与
えるものである。
次に本実施例の動作を説明する。LED点灯回路(2)
は、互いに相異なる発光波長域λ1、λ2をもつLED
(40G)を、生体の脈波の周波数より十分高く、かつ
互いに相異なる周波数f1、f2でそれぞれ交流点灯さ
せる。受光素子(10)はLED(4)(6)から発せ
られて生体(8)を通過した光を電気信号に変換する。
は、互いに相異なる発光波長域λ1、λ2をもつLED
(40G)を、生体の脈波の周波数より十分高く、かつ
互いに相異なる周波数f1、f2でそれぞれ交流点灯さ
せる。受光素子(10)はLED(4)(6)から発せ
られて生体(8)を通過した光を電気信号に変換する。
ここで、生体(8)を通過した光とは、LED(4)(
6)から発せられた光を、それぞれ波長域λ1、λ2に
おける生体の光学特性に応じて振幅変調されたものであ
る。受光素子(10)の出力光電流は光電流電圧変換部
(12)によって電圧に変換される。バンドパスフィル
タ(14a)(14b)はそれぞれ中心周波数がfl、
f2であるから、それぞれLED(4)(6)から発せ
られ、生体(8)を通過した光に相当する信号のみを他
の信号から分離する。整流検波部(16a)(16b)
は、上記バンドパスフィルタ(14a)(14b)の出
力ヲそれぞれ検波し、波長域λ1、λ2における生体の
光学特性に応じた信号を復調する。整流検波部(16a
)(16b)の出力は、演算部(18a)(18b)お
よびローパスフィルタ(20a)(20b)にそれぞれ
入力され、各演算部(18a)(18b)の出力には、
(2)式に相当する信号が得られる。この信号は測定部
の波長職人1、λ2における光電容積脈波信号であり、
これは心臓の拍動による被測定部の動脈血の体積変化に
よって生じたものである。
6)から発せられた光を、それぞれ波長域λ1、λ2に
おける生体の光学特性に応じて振幅変調されたものであ
る。受光素子(10)の出力光電流は光電流電圧変換部
(12)によって電圧に変換される。バンドパスフィル
タ(14a)(14b)はそれぞれ中心周波数がfl、
f2であるから、それぞれLED(4)(6)から発せ
られ、生体(8)を通過した光に相当する信号のみを他
の信号から分離する。整流検波部(16a)(16b)
は、上記バンドパスフィルタ(14a)(14b)の出
力ヲそれぞれ検波し、波長域λ1、λ2における生体の
光学特性に応じた信号を復調する。整流検波部(16a
)(16b)の出力は、演算部(18a)(18b)お
よびローパスフィルタ(20a)(20b)にそれぞれ
入力され、各演算部(18a)(18b)の出力には、
(2)式に相当する信号が得られる。この信号は測定部
の波長職人1、λ2における光電容積脈波信号であり、
これは心臓の拍動による被測定部の動脈血の体積変化に
よって生じたものである。
両波整流部(22a)(22b)は、それぞれ半波整流
回路と差動増幅器で構成され、演算部H8a)(18b
)の出力をそれぞれ両波整流する。脈波積分部(24a
)<24b)では、制御演算部(30)の制御の下で一
定時間、両波整流部(22a)(22b)の出力を積分
し、その結果をその後所定の時間だけ保持する。この保
持された脈波積分部(24a)(24b)の出力と、ロ
ーパスフィルタ(20a)(20b)の出力とは順次ア
ナログマルチプレクサ(26)によって選択されA/D
変換部(28)に入力される。アナログマルチプレクサ
(26)がどの入力を選択するかは17611演算部(
30)によって制御される。A/D変換部(28)は制
御演算部(30)の制御の下で、選択された入力をディ
ジタル値に変換する。
回路と差動増幅器で構成され、演算部H8a)(18b
)の出力をそれぞれ両波整流する。脈波積分部(24a
)<24b)では、制御演算部(30)の制御の下で一
定時間、両波整流部(22a)(22b)の出力を積分
し、その結果をその後所定の時間だけ保持する。この保
持された脈波積分部(24a)(24b)の出力と、ロ
ーパスフィルタ(20a)(20b)の出力とは順次ア
ナログマルチプレクサ(26)によって選択されA/D
変換部(28)に入力される。アナログマルチプレクサ
(26)がどの入力を選択するかは17611演算部(
30)によって制御される。A/D変換部(28)は制
御演算部(30)の制御の下で、選択された入力をディ
ジタル値に変換する。
ここで、ローハスフィルタ(20a)(20b)の出力
は、アナログマルチプレクサ(26)を介してA/D変
換され、LED(4)(6)から発せられて生体を透過
した光量が適正であるかをチェックするのに用いられる
。これは、受光素子(10)の受光量が非常に大きい場
合には、受光素子(10)や光電流電圧変換部(12)
が飽和して、脈波演算の精度を悪化させるからである。
は、アナログマルチプレクサ(26)を介してA/D変
換され、LED(4)(6)から発せられて生体を透過
した光量が適正であるかをチェックするのに用いられる
。これは、受光素子(10)の受光量が非常に大きい場
合には、受光素子(10)や光電流電圧変換部(12)
が飽和して、脈波演算の精度を悪化させるからである。
また、受光素子(10)の受光量が非常に少ない場合に
も受光素子(10)や光電流電圧変換部(12)の特性
が悪化し、精度よい脈波演算ができないからである。し
たがって、適正な光量であることを、制御演算部(30
)は、ローパスフィルタ(20a)(20b)の出力な
A/D変換することによって監視しているのである。
も受光素子(10)や光電流電圧変換部(12)の特性
が悪化し、精度よい脈波演算ができないからである。し
たがって、適正な光量であることを、制御演算部(30
)は、ローパスフィルタ(20a)(20b)の出力な
A/D変換することによって監視しているのである。
さらに、制御演算部(30)は、ローパスフィルタ(2
0a)とローパスフィルタ(20b)との出力の比をモ
ニターしている。これは、5a02が低下した場合、ロ
ーパスフィルタ(20a)とローパスフィルタ(20[
))の出力の比も変化するので、記憶部(MO)に格納
されでいる正常状態時のローパスフィルタ(20a)の
出力とローパスフィルタ(20b)の出力との比と、モ
ニターしているローパスフィルタ(20a)の出力とロ
ーパスフィルタ(20b)の出力と比を比較して、所定
割合以上異なるならば警告部(46)を起動するのであ
る。したがって、何らかの原因で、脈波から求めたS
a 02によって無呼吸発作状態が検出できない場合で
も、ローパスフィルタ(20a)の出力とローパスフィ
ルタ(2(>b)の出力との比によって、無呼吸発作状
態を検出でき、信頼性を増している。
0a)とローパスフィルタ(20b)との出力の比をモ
ニターしている。これは、5a02が低下した場合、ロ
ーパスフィルタ(20a)とローパスフィルタ(20[
))の出力の比も変化するので、記憶部(MO)に格納
されでいる正常状態時のローパスフィルタ(20a)の
出力とローパスフィルタ(20b)の出力との比と、モ
ニターしているローパスフィルタ(20a)の出力とロ
ーパスフィルタ(20b)の出力と比を比較して、所定
割合以上異なるならば警告部(46)を起動するのであ
る。したがって、何らかの原因で、脈波から求めたS
a 02によって無呼吸発作状態が検出できない場合で
も、ローパスフィルタ(20a)の出力とローパスフィ
ルタ(2(>b)の出力との比によって、無呼吸発作状
態を検出でき、信頼性を増している。
脈波積分部(24a)(24b)は一定の周期で積分、
保持、放電を繰返しローパスフィルタ(20a)(20
11)の出力とあわせて順次A/D変換される。
保持、放電を繰返しローパスフィルタ(20a)(20
11)の出力とあわせて順次A/D変換される。
そして、上記、脈波積分部(24a)(24b)の出力
をA/D変換して得られたそれぞれの脈波振幅値から所
定の演算によって、酸素飽和度(S ao 2)が制御
演算部(30)において計算される。
をA/D変換して得られたそれぞれの脈波振幅値から所
定の演算によって、酸素飽和度(S ao 2)が制御
演算部(30)において計算される。
脈波信号変換部(32)は演算部(18a)の出力信号
を脈波表示メータ(34)の入力に適する形に変換する
。脈波表示メータ(34)は、脈波信号が正常に得られ
ているかを確認するためのものである。脈波整形部(3
6)は、演算部(18a)の出力を一定の閾値によって
2値化されたパルス信号に変換し、このパルス信号は制
御演算部(30)に入力される。制御演算部(30)で
は、この入力パルスの立上り、立下りを検出し、周期を
求めて、その逆数から1分当りの脈拍数を計算する。脈
拍数の演算は5ad2と同様に一定の時間ごとに繰返さ
れる。
を脈波表示メータ(34)の入力に適する形に変換する
。脈波表示メータ(34)は、脈波信号が正常に得られ
ているかを確認するためのものである。脈波整形部(3
6)は、演算部(18a)の出力を一定の閾値によって
2値化されたパルス信号に変換し、このパルス信号は制
御演算部(30)に入力される。制御演算部(30)で
は、この入力パルスの立上り、立下りを検出し、周期を
求めて、その逆数から1分当りの脈拍数を計算する。脈
拍数の演算は5ad2と同様に一定の時間ごとに繰返さ
れる。
S a O2がある値以下になったとき、患者は無呼吸
発作状態であると考えられ何らかの処置を必要とする。
発作状態であると考えられ何らかの処置を必要とする。
本実施例では無呼吸発作状態を検出するために、S a
O2の低下率(速度)とS a O2の下限値として
あらかじめスイッチ入力部(40)によって設定される
値が用いられる。制御演算部(30)は一定の周期で繰
り返し測定されたSaO□が、表示素子(10B)に設
定された低下率(速度)以上のはやさで低下した場合、
あるいは測定されたS a Ozが表示素子(104)
に設定された下限値以下になった場合に、無呼吸発作状
態が発生したと判定する。
O2の低下率(速度)とS a O2の下限値として
あらかじめスイッチ入力部(40)によって設定される
値が用いられる。制御演算部(30)は一定の周期で繰
り返し測定されたSaO□が、表示素子(10B)に設
定された低下率(速度)以上のはやさで低下した場合、
あるいは測定されたS a Ozが表示素子(104)
に設定された下限値以下になった場合に、無呼吸発作状
態が発生したと判定する。
無呼吸発作状態が検出されると、第3図に示す無呼吸発
作警告表示素子(116)を点灯させるとともに、スピ
ーカ(130)から警告音を発する。警告音を発するか
否かは、警告音スイッチ(126)の操作によって選択
できる。
作警告表示素子(116)を点灯させるとともに、スピ
ーカ(130)から警告音を発する。警告音を発するか
否かは、警告音スイッチ(126)の操作によって選択
できる。
無呼吸発作状態が検出された後に、SaO2がほぼ正常
時の値に戻った場合あるいは、S a Ozの増加率(
速度)が所定値以上である場合、患者は無呼吸発作状態
から回復し、呼吸を再開したと考えられる。本実施例の
装置においては、無呼吸発作状態から回復したと考えら
れるS a O2の値として、あらかじめスイッチ入力
部(40)によって設定されて、表示素子(112)に
表示された値が用いられ2、無呼吸発作状態から回復し
たと考えられるS a O2の増加率(速度)として、
あらかじめスイッチ入力部(46)によって設定され表
示素子(152)に表示された値が用いられる。無呼吸
発作状態の検出後、制御演算部(30)は、測定された
S a O2が表示素子(112)に設定された値以上
に回復した場合あるいは5a02が表示素子(152)
に表示された率(速度)以上の増加率(速度)で増加し
た場合、無呼吸発作から回復したと判定し、警告部(4
6)は、無呼吸発作警告表示素子(116)を消灯する
とともに、スピーカ(130)からの警告音の発生を停
止する。なお、スイッチ(126)によって、無呼吸発
作の警告は手動で解除することも可能である。
時の値に戻った場合あるいは、S a Ozの増加率(
速度)が所定値以上である場合、患者は無呼吸発作状態
から回復し、呼吸を再開したと考えられる。本実施例の
装置においては、無呼吸発作状態から回復したと考えら
れるS a O2の値として、あらかじめスイッチ入力
部(40)によって設定されて、表示素子(112)に
表示された値が用いられ2、無呼吸発作状態から回復し
たと考えられるS a O2の増加率(速度)として、
あらかじめスイッチ入力部(46)によって設定され表
示素子(152)に表示された値が用いられる。無呼吸
発作状態の検出後、制御演算部(30)は、測定された
S a O2が表示素子(112)に設定された値以上
に回復した場合あるいは5a02が表示素子(152)
に表示された率(速度)以上の増加率(速度)で増加し
た場合、無呼吸発作から回復したと判定し、警告部(4
6)は、無呼吸発作警告表示素子(116)を消灯する
とともに、スピーカ(130)からの警告音の発生を停
止する。なお、スイッチ(126)によって、無呼吸発
作の警告は手動で解除することも可能である。
次に、本実施例の制御演算部(30)の動作を第4図〜
第14図の70−チャートを用いて詳細に説明する。ま
ず、第4図において、電源スイ・ンチ(132)がON
に設定されると(#1)、#2でシステムの初期化がお
こなわれ、#3で無呼吸発作状態の検出と無呼吸発作状
態からの回復の検出のための条件値としてあらかじめ手
動繰作により決められた値が設定され、これらの値は記
憶部(MO)にメモリされる。本実施例においては、無
呼吸発作状態を検出するためのS a O2の閾値とそ
の低下率(速度)の閾値、及び無呼吸発作状態からの回
復を検出するための5ad2の閾値およびその増加率(
速度)の閾値として、それぞれ手動で設定された値が用
いられ、表示部(44)の表示素子(104)(108
)(112)(152)にそれぞれ表示される。これら
の設定値は設定用キー(106a)(106b)(11
0a)(110b)(114a)(114b)(154
a)(154b)によって変更することができる。たと
えば設定用キー(106a)を押し続けると、制御演算
部(30)によって記憶部(MO)に格a02の閾値が
一定時間毎に増加させられ、表示素子(104)の表示
が変えられる。逆に、設定用キー(106b)を押し続
けると、SaO□の閾値が減少し、表示素子(104)
の表示が変わる。他の設定キー(110a)(110b
>(114a)(114b)(154a)(154b)
の操作もこれと同様におこなわれる。
第14図の70−チャートを用いて詳細に説明する。ま
ず、第4図において、電源スイ・ンチ(132)がON
に設定されると(#1)、#2でシステムの初期化がお
こなわれ、#3で無呼吸発作状態の検出と無呼吸発作状
態からの回復の検出のための条件値としてあらかじめ手
動繰作により決められた値が設定され、これらの値は記
憶部(MO)にメモリされる。本実施例においては、無
呼吸発作状態を検出するためのS a O2の閾値とそ
の低下率(速度)の閾値、及び無呼吸発作状態からの回
復を検出するための5ad2の閾値およびその増加率(
速度)の閾値として、それぞれ手動で設定された値が用
いられ、表示部(44)の表示素子(104)(108
)(112)(152)にそれぞれ表示される。これら
の設定値は設定用キー(106a)(106b)(11
0a)(110b)(114a)(114b)(154
a)(154b)によって変更することができる。たと
えば設定用キー(106a)を押し続けると、制御演算
部(30)によって記憶部(MO)に格a02の閾値が
一定時間毎に増加させられ、表示素子(104)の表示
が変えられる。逆に、設定用キー(106b)を押し続
けると、SaO□の閾値が減少し、表示素子(104)
の表示が変わる。他の設定キー(110a)(110b
>(114a)(114b)(154a)(154b)
の操作もこれと同様におこなわれる。
#4においては、モード切換スイッチ(134)のモー
ド設定状態が入力され、測定モード(meas)側であ
るならば#6に、テストモード(te、st)側である
ならば#16に分岐する(#5)。ここでは、まず測定
モード(meas)における動作について説明する。測
定モードではバンドパスフィルタ(14a)(14b)
の入力選択スイッチ(SS)を、光電流電圧変換部(1
2)の出力を選択する側に切換える(#6)。そこで、
制御演算部(30)は脈波積分部(24a)(24b)
の放電を中止させ(井7)、各両波整流部(22a)(
22b)の出力の積分を開始する(井8)。制御演算部
(30)は所定の時間後、脈波積分部(24aH24b
)による積分を終了させ、その出力をそれぞれ保持させ
る。次に制御演算部(30)はアナログマルチプレクサ
(26)を制御して、順次、脈波積分部(24a)(2
4b)、及びローパスフィルタ(20a)(20b)の
出力をA/D変換部(28)において、ディジタル値に
変換させる。
ド設定状態が入力され、測定モード(meas)側であ
るならば#6に、テストモード(te、st)側である
ならば#16に分岐する(#5)。ここでは、まず測定
モード(meas)における動作について説明する。測
定モードではバンドパスフィルタ(14a)(14b)
の入力選択スイッチ(SS)を、光電流電圧変換部(1
2)の出力を選択する側に切換える(#6)。そこで、
制御演算部(30)は脈波積分部(24a)(24b)
の放電を中止させ(井7)、各両波整流部(22a)(
22b)の出力の積分を開始する(井8)。制御演算部
(30)は所定の時間後、脈波積分部(24aH24b
)による積分を終了させ、その出力をそれぞれ保持させ
る。次に制御演算部(30)はアナログマルチプレクサ
(26)を制御して、順次、脈波積分部(24a)(2
4b)、及びローパスフィルタ(20a)(20b)の
出力をA/D変換部(28)において、ディジタル値に
変換させる。
この変換されたディジタル値は制御演算部(30)に入
力され、5ad2の計算等に使用される。A/D変換が
終了すると、制御演算部(30)によって脈波積分部(
24a)(24b)の各積分コンデンサは放電される。
力され、5ad2の計算等に使用される。A/D変換が
終了すると、制御演算部(30)によって脈波積分部(
24a)(24b)の各積分コンデンサは放電される。
以上の脈波信号の積分開始、積分終了、出力保持、A/
D変換、及びコンデンサの放電は所定の周期でar)返
される。
D変換、及びコンデンサの放電は所定の周期でar)返
される。
A/D変換部(28)において得られたディジタル値は
、次の周期の脈波積分部の積分時間中に5a02の演算
等に使用される。制御演算部(30)は、まずローパス
フィルタ(20a)(20b)の出力のA/D変換値が
所定の範囲内にあるがどうかを判定し、光量が適当であ
ることを確認する(#9)。
、次の周期の脈波積分部の積分時間中に5a02の演算
等に使用される。制御演算部(30)は、まずローパス
フィルタ(20a)(20b)の出力のA/D変換値が
所定の範囲内にあるがどうかを判定し、光量が適当であ
ることを確認する(#9)。
ここで光量が適当でないと判断された場合には、第6図
の井26に分岐し動作不能警告表示素子(118)を点
灯させるとともに、#27でスピーカ(130)から警
告音を発生させる。#9で光量が適当であると判断され
た場合には#10にすすみ、脈波積分部(24a)(2
4b)の出力のA/D変換値が所定の範囲内にあるがど
うかを判定し、脈波信号の大きさが適当であるが否かを
判断する。
の井26に分岐し動作不能警告表示素子(118)を点
灯させるとともに、#27でスピーカ(130)から警
告音を発生させる。#9で光量が適当であると判断され
た場合には#10にすすみ、脈波積分部(24a)(2
4b)の出力のA/D変換値が所定の範囲内にあるがど
うかを判定し、脈波信号の大きさが適当であるが否かを
判断する。
脈波信号の大きさが適当でないと判断された場合には第
6図の#26に分岐する。#10で脈波信号の大きさが
適当である場合には#11にすすみ、ここで正常状態に
おけるローパスフィルタ(20a)(20,b)の出力
値の記憶が既におこなわれているかを正常状態記憶フラ
グをチェックすることによって調べる。まだ、記憶がお
こなわれていない場合には、#13にすすむ。正常状態
の記憶が既におこなわれている場合には、測定されたロ
ーパスフィルタ(20a)(20b)の出力の比と正常
状態におけるそれとの比較をおこない、所定の割合以上
変化があった場合は16図の#26に分岐する。
6図の#26に分岐する。#10で脈波信号の大きさが
適当である場合には#11にすすみ、ここで正常状態に
おけるローパスフィルタ(20a)(20,b)の出力
値の記憶が既におこなわれているかを正常状態記憶フラ
グをチェックすることによって調べる。まだ、記憶がお
こなわれていない場合には、#13にすすむ。正常状態
の記憶が既におこなわれている場合には、測定されたロ
ーパスフィルタ(20a)(20b)の出力の比と正常
状態におけるそれとの比較をおこない、所定の割合以上
変化があった場合は16図の#26に分岐する。
#13では脈波積分部(24a)(24b)の出力のA
/D変換値より、所定の演算式によってSaO2を求め
る。求められた5ad2は最新のものから予め定められ
た所定個数だけ記憶部(MO)のS a O2テーブル
に順次記憶され(#14)、最新の5a02から所定個
数分の平均をとって現在の5a02値とされる。
/D変換値より、所定の演算式によってSaO2を求め
る。求められた5ad2は最新のものから予め定められ
た所定個数だけ記憶部(MO)のS a O2テーブル
に順次記憶され(#14)、最新の5a02から所定個
数分の平均をとって現在の5a02値とされる。
次に、#15で脈拍数が計算される。脈拍数は脈波整形
部(36)の出力パルスの立上りの時間間隔から計算す
る。脈波整形部(36)の出力パルスの立上りおよび立
下りは常時制御演算部(30)によって調べられており
、立上りの時剪および立下りの時刻が順次記憶されてい
る。脈波数が計算される場合、最新の立上りまたは立下
りから所定個数パルス分前の立上りまたは立下りの時刻
との差から1分当りの脈拍数を計算する。
部(36)の出力パルスの立上りの時間間隔から計算す
る。脈波整形部(36)の出力パルスの立上りおよび立
下りは常時制御演算部(30)によって調べられており
、立上りの時剪および立下りの時刻が順次記憶されてい
る。脈波数が計算される場合、最新の立上りまたは立下
りから所定個数パルス分前の立上りまたは立下りの時刻
との差から1分当りの脈拍数を計算する。
計算されたS ao 2及び脈拍数はff15図の#1
6で5a02表示素子(ioo)及び脈拍数表示素子(
102)にそれぞれ表示される6次に記憶部(MO)の
無呼吸発作フラグが調べられて(#17)、現在、無呼
吸発作状態でない場合には#18にすチンに入る。現在
、無呼吸発作状態である場合には#20にすすみ、無呼
吸発作状態からの回復がなされたか否かを判定するサブ
ルーチンに入る。
6で5a02表示素子(ioo)及び脈拍数表示素子(
102)にそれぞれ表示される6次に記憶部(MO)の
無呼吸発作フラグが調べられて(#17)、現在、無呼
吸発作状態でない場合には#18にすチンに入る。現在
、無呼吸発作状態である場合には#20にすすみ、無呼
吸発作状態からの回復がなされたか否かを判定するサブ
ルーチンに入る。
本実施例において、#18に示される無呼吸発作状態の
検出は、第7図の70−チャートに基づいて次のように
おこなわれる。まず、$101で現在の5aOz値と表
示素子(104)に表示されている無呼吸発作状態を検
出するための5ad2の閾値とが比較され、現在の5a
02がこの閾値上り小であると判断された場合には#1
04に分岐し、無呼吸発作フラグがセットされる。#1
01で現在のSaO2がこの閾値以上であると判断され
た場合には、#102にすすむ。ここでは、SaO□記
憶テーブル内に記憶されている最新の5a02と所定個
数分前の5ad2とから、5a02の変化率(速度)が
求められる。#103では、求められた5a02の変化
率(速度)と表示素子(108)に設定されている無呼
吸発作状態を検出するためのS a O2の低下率(速
度)の閾値との比較がおこなわには#104に分岐して
、無呼吸発作フラグがセットされる。
検出は、第7図の70−チャートに基づいて次のように
おこなわれる。まず、$101で現在の5aOz値と表
示素子(104)に表示されている無呼吸発作状態を検
出するための5ad2の閾値とが比較され、現在の5a
02がこの閾値上り小であると判断された場合には#1
04に分岐し、無呼吸発作フラグがセットされる。#1
01で現在のSaO2がこの閾値以上であると判断され
た場合には、#102にすすむ。ここでは、SaO□記
憶テーブル内に記憶されている最新の5a02と所定個
数分前の5ad2とから、5a02の変化率(速度)が
求められる。#103では、求められた5a02の変化
率(速度)と表示素子(108)に設定されている無呼
吸発作状態を検出するためのS a O2の低下率(速
度)の閾値との比較がおこなわには#104に分岐して
、無呼吸発作フラグがセットされる。
一方、第5図#20で示される、本実施例における無呼
吸発作状態からの回復の検出は、第8図の70−チャー
トに基づいて検出される。第8図において、まず#10
5で、現在の5a02と表示素子(112)に表示され
ている無呼吸発作状態からの回復を検出するためのS
a O2の閾値とが比較され、現在のS a O2が該
閾値より大である場合には拌106に分岐して無呼吸発
作フラグがリセットされる。現在の5ad2が該閾値以
下である場合には#107にすすむ。#107では、記
憶部(MO)の5aOz記憶テーブルに記憶されている
最新の5aOzと、所定個数分前の5a02とより5a
d2の変化率(速度)(増加率(速度))が求められて
#108にすすむ。#108では、求められたS a
O2の変化率(速度)とあらかじめ手動設定され表示素
子(152)に表示されている閾値とが比較され、5a
02が閾値′以上のはやさで増加した場合には、#10
6に分岐して無呼吸発作フラグがリセットされる。
吸発作状態からの回復の検出は、第8図の70−チャー
トに基づいて検出される。第8図において、まず#10
5で、現在の5a02と表示素子(112)に表示され
ている無呼吸発作状態からの回復を検出するためのS
a O2の閾値とが比較され、現在のS a O2が該
閾値より大である場合には拌106に分岐して無呼吸発
作フラグがリセットされる。現在の5ad2が該閾値以
下である場合には#107にすすむ。#107では、記
憶部(MO)の5aOz記憶テーブルに記憶されている
最新の5aOzと、所定個数分前の5a02とより5a
d2の変化率(速度)(増加率(速度))が求められて
#108にすすむ。#108では、求められたS a
O2の変化率(速度)とあらかじめ手動設定され表示素
子(152)に表示されている閾値とが比較され、5a
02が閾値′以上のはやさで増加した場合には、#10
6に分岐して無呼吸発作フラグがリセットされる。
第5図に戻って、#18に示される無呼吸発作状態の検
出のサブルーチン(第7図)が終了すると、#19にす
すみ、無呼吸発作フラグがセットされているか否かをチ
ェックして無呼吸発作状態か否かが判定される。ここで
、無呼吸発作状態と判定されれば、第9図の#28にす
すみ、無呼吸発作警告表示素子(116)が点灯させら
れ、#29で警告音が発生させられる。さらに、#30
で、無呼吸発作の総回数を記憶しているカウンタがイン
クリメントされ、#31で無呼吸発作の累計時間を計時
するタイマがスタートさせられて第5図の#22ヘリタ
ーンする。
出のサブルーチン(第7図)が終了すると、#19にす
すみ、無呼吸発作フラグがセットされているか否かをチ
ェックして無呼吸発作状態か否かが判定される。ここで
、無呼吸発作状態と判定されれば、第9図の#28にす
すみ、無呼吸発作警告表示素子(116)が点灯させら
れ、#29で警告音が発生させられる。さらに、#30
で、無呼吸発作の総回数を記憶しているカウンタがイン
クリメントされ、#31で無呼吸発作の累計時間を計時
するタイマがスタートさせられて第5図の#22ヘリタ
ーンする。
一方、第5図の#20に示される無呼吸発作状態からの
回復の検出のサブルーチン(第8図)が終了すると、#
21にすすみ、無呼吸発作フラグがセットされているか
否かをチェックして無呼吸発作状態か否かが判定される
。そして、無呼吸発作状態から回復したと判定されれば
、#10図の#32にすすんで無呼吸発作警告表示素子
(116)が消灯され、スピーカ(130)からの警告
音が消される。さらに、#34で無呼吸発作累計時間を
計時するタイマがストップさせられ、#35でそのスト
ップの総回数と累計時間が表示素子(136)(138
)にそれぞれ表示される。
回復の検出のサブルーチン(第8図)が終了すると、#
21にすすみ、無呼吸発作フラグがセットされているか
否かをチェックして無呼吸発作状態か否かが判定される
。そして、無呼吸発作状態から回復したと判定されれば
、#10図の#32にすすんで無呼吸発作警告表示素子
(116)が消灯され、スピーカ(130)からの警告
音が消される。さらに、#34で無呼吸発作累計時間を
計時するタイマがストップさせられ、#35でそのスト
ップの総回数と累計時間が表示素子(136)(138
)にそれぞれ表示される。
第5図の#19で無呼吸発作状態と判定されなかった場
合、もしくは#21で無呼吸発作状態から回復したと判
定されなかった場合には、#22にすすみ、第4図の#
8で開始された脈波積分の時間が所定の終了時間に達す
るのを待つ。所定の終了時間に達すると、#23にすす
んで、脈波積分部(24a)(24b)の積分を終了さ
せるとともに、その出力を保持させる。そして、#24
で脈波積分部(24a)(24b)およびa−t<スフ
4)kり(20a)(20b)の出力を順次A/D変換
し、その後#25で脈波積分部(24a)(24b)の
各積分コンデンサを放電させて、第4図の#4に戻る。
合、もしくは#21で無呼吸発作状態から回復したと判
定されなかった場合には、#22にすすみ、第4図の#
8で開始された脈波積分の時間が所定の終了時間に達す
るのを待つ。所定の終了時間に達すると、#23にすす
んで、脈波積分部(24a)(24b)の積分を終了さ
せるとともに、その出力を保持させる。そして、#24
で脈波積分部(24a)(24b)およびa−t<スフ
4)kり(20a)(20b)の出力を順次A/D変換
し、その後#25で脈波積分部(24a)(24b)の
各積分コンデンサを放電させて、第4図の#4に戻る。
すなわち、脈波信号の積分開始、積分終了、出力保持、
A/D変換、コンデンサ放電は所定の周期で前回の測定
結果に基づいている。
A/D変換、コンデンサ放電は所定の周期で前回の測定
結果に基づいている。
次に、第1図の人工呼吸器制御部(48)の動作の70
−チャートを#111図に示す。第11図において、人
工呼吸器制御部(48)はS a O2お上り脈拍数の
測定ごとに制御演算部(30)から無呼吸発作の判定結
果および動作不能の判定結果を読み取る(#58)。更
に、人工呼吸器スイッチ入力部(54)には第3図図示
のモード設定スイッチ(142)があり、人工呼吸器(
56)を常時動作させるモード(”ON”)、無呼吸発
作状態検出時のみ動作させるモード(”0N(APNE
A)″)、および人工呼吸器(56)を動作させないモ
ード(”OFF″)の三つのモードのいずれかを選択で
きる。#59では、このモード設定スイッチ(142)
により設定されたモードを読み取って、#60でそのモ
ードを判別する。判別されたモードが常時動作モード(
”ON”)の場合は、#62に分岐して人工呼吸器(5
6)の動作を開始させる。また、#64で無呼吸発作状
態が検出された後に動作不能の状態になった場合L、人
工呼吸器(56)の動作は終けられる。無呼吸発作状態
から回復したことが検出された場合には、人工呼吸器(
56)の動作を停止させる。
−チャートを#111図に示す。第11図において、人
工呼吸器制御部(48)はS a O2お上り脈拍数の
測定ごとに制御演算部(30)から無呼吸発作の判定結
果および動作不能の判定結果を読み取る(#58)。更
に、人工呼吸器スイッチ入力部(54)には第3図図示
のモード設定スイッチ(142)があり、人工呼吸器(
56)を常時動作させるモード(”ON”)、無呼吸発
作状態検出時のみ動作させるモード(”0N(APNE
A)″)、および人工呼吸器(56)を動作させないモ
ード(”OFF″)の三つのモードのいずれかを選択で
きる。#59では、このモード設定スイッチ(142)
により設定されたモードを読み取って、#60でそのモ
ードを判別する。判別されたモードが常時動作モード(
”ON”)の場合は、#62に分岐して人工呼吸器(5
6)の動作を開始させる。また、#64で無呼吸発作状
態が検出された後に動作不能の状態になった場合L、人
工呼吸器(56)の動作は終けられる。無呼吸発作状態
から回復したことが検出された場合には、人工呼吸器(
56)の動作を停止させる。
判別されたモードが無呼吸発作状態検出時のみ動作させ
るモード(”0N(APNEA)”)の場合は、#60
から#63に分岐して、#64で無呼吸発作状態が検出
されると人工呼吸器(56)の動作を開始させ、無呼吸
発作状態から回復したことが検出された場合には、人工
呼吸器(56)の動作を停止させる。このモードにおい
ては、無呼吸発作状態検出後に動作不能の状態になった
場合でも、人工呼吸器(56)の動作は続けられる、判
別されたモードが人工呼吸器(56)を動作させないモ
ード(”OFF”)の場合には、#60から#61に分
岐し、人工呼吸器(56)は動作させられない6次に、
第1図図示の酸素吸入器制御部(50)の動作の70−
チャートを第12図に示す。第12図において、酸素吸
入器制御部(50)は5a02および脈拍数の測定ごと
に測定されたSaO□、無呼吸発作状態の判定結果およ
び動作不能の判定結果を制御演算部(30)から読み取
る(#65)。酸素吸入器スイッチ入力部(58)には
モード設定スイッチ(144)があり、酸素吸入器(6
0)を動作させないモード(”OFF″)、無呼吸発作
状態検出時のみ動作させるモード(”0N(APNEA
)″)、およびある条件下で常時動作させるモード(”
ON”)の三つのモードのいずれかを選択できる。そし
て、#66でこのスイッチ(144)の設定状態が読み
取られ、#67でそのモードが判別される。無呼吸発作
状態検出時のみ動作させるモー°ド(”0N(APNE
A)l)の場合、#67から#69に分岐し、#70で
無呼吸発作状態検出時には酸素吸入器(60)の動作を
開始させ、無呼吸発作状態からの回復検出時には酸素吸
入器(60)の動作を停止させる。動作させないモード
(“OFF”)の場合、#67から#68に分岐し、酸
素吸入器(60)は動作させられない。ある条件下で常
時動作させるモード(”ON”)では#67から#71
に分岐し、スイッチ(148a)と(148b)で設定
され表示素子(146)に表示された値と、現在の5a
02との比較をおこない、現在のS a O2が設定値
より低ければ、#73にすすんで酸素吸入器(60)は
作動される。
るモード(”0N(APNEA)”)の場合は、#60
から#63に分岐して、#64で無呼吸発作状態が検出
されると人工呼吸器(56)の動作を開始させ、無呼吸
発作状態から回復したことが検出された場合には、人工
呼吸器(56)の動作を停止させる。このモードにおい
ては、無呼吸発作状態検出後に動作不能の状態になった
場合でも、人工呼吸器(56)の動作は続けられる、判
別されたモードが人工呼吸器(56)を動作させないモ
ード(”OFF”)の場合には、#60から#61に分
岐し、人工呼吸器(56)は動作させられない6次に、
第1図図示の酸素吸入器制御部(50)の動作の70−
チャートを第12図に示す。第12図において、酸素吸
入器制御部(50)は5a02および脈拍数の測定ごと
に測定されたSaO□、無呼吸発作状態の判定結果およ
び動作不能の判定結果を制御演算部(30)から読み取
る(#65)。酸素吸入器スイッチ入力部(58)には
モード設定スイッチ(144)があり、酸素吸入器(6
0)を動作させないモード(”OFF″)、無呼吸発作
状態検出時のみ動作させるモード(”0N(APNEA
)″)、およびある条件下で常時動作させるモード(”
ON”)の三つのモードのいずれかを選択できる。そし
て、#66でこのスイッチ(144)の設定状態が読み
取られ、#67でそのモードが判別される。無呼吸発作
状態検出時のみ動作させるモー°ド(”0N(APNE
A)l)の場合、#67から#69に分岐し、#70で
無呼吸発作状態検出時には酸素吸入器(60)の動作を
開始させ、無呼吸発作状態からの回復検出時には酸素吸
入器(60)の動作を停止させる。動作させないモード
(“OFF”)の場合、#67から#68に分岐し、酸
素吸入器(60)は動作させられない。ある条件下で常
時動作させるモード(”ON”)では#67から#71
に分岐し、スイッチ(148a)と(148b)で設定
され表示素子(146)に表示された値と、現在の5a
02との比較をおこない、現在のS a O2が設定値
より低ければ、#73にすすんで酸素吸入器(60)は
作動される。
さらに、#70で無呼吸発作状態が検出されると高濃度
の酸素吸入を開始し、無呼吸発作状態から回復したこと
が検出されると通常濃度の酸素吸入をおこなう。
の酸素吸入を開始し、無呼吸発作状態から回復したこと
が検出されると通常濃度の酸素吸入をおこなう。
さらに、患者刺激器制御部(52)の動作の70−チャ
ートを第13図に示す。患者刺激器スイッチ人力11S
(62)には、モード設定スイッチ(150)があり、
無呼吸発生時のみ患者刺激器(64)を動作させるモー
ド(0N(APNEA)″)と、動作させないモード(
”OFF”)とのいずれかを選択することができる。ま
ず、#74で、患者刺激器制御部(52)は制御演算部
(30)から無呼吸発作状態の判定結果と動イヤ不能の
判定結果とが入力されて、#75にすすむ。#75では
、モード設定スイッチ(150)の設定状態が入力され
て、#76で設定されたモードが判別される。井76で
無呼吸発生時のみ動作するモード(0N(APNEA)
″)が選択された場をには#78に分自ケ[−1演算制
御部(30)から動作不能の判定結果が入力されれば#
74に戻り、動作不能の判定結果が入力されなければ#
79にすすむ。#79では、制御演算部(30)から入
力された無呼吸発作の判定結果によって、患者刺激器(
64)の動作もしくは停止をおこなう。すなわち、無呼
吸発作状態と判定されれば#80にすすんで患者刺激器
(64)を作動させ、無呼吸発作状態と判定されなけれ
ば#77にすすんで患者刺激器(64)の動作を停止さ
せる。
ートを第13図に示す。患者刺激器スイッチ人力11S
(62)には、モード設定スイッチ(150)があり、
無呼吸発生時のみ患者刺激器(64)を動作させるモー
ド(0N(APNEA)″)と、動作させないモード(
”OFF”)とのいずれかを選択することができる。ま
ず、#74で、患者刺激器制御部(52)は制御演算部
(30)から無呼吸発作状態の判定結果と動イヤ不能の
判定結果とが入力されて、#75にすすむ。#75では
、モード設定スイッチ(150)の設定状態が入力され
て、#76で設定されたモードが判別される。井76で
無呼吸発生時のみ動作するモード(0N(APNEA)
″)が選択された場をには#78に分自ケ[−1演算制
御部(30)から動作不能の判定結果が入力されれば#
74に戻り、動作不能の判定結果が入力されなければ#
79にすすむ。#79では、制御演算部(30)から入
力された無呼吸発作の判定結果によって、患者刺激器(
64)の動作もしくは停止をおこなう。すなわち、無呼
吸発作状態と判定されれば#80にすすんで患者刺激器
(64)を作動させ、無呼吸発作状態と判定されなけれ
ば#77にすすんで患者刺激器(64)の動作を停止さ
せる。
次に第2図図示の電源部(66)の動作の70−チャー
トを第14図に示す。第14図において、まず、電源ス
ィッチ(132)がONにされると、#81で、停電監
視部(72)によって、使用される電源が商用の交流電
源(76)であるか(AC)、内蔵バッテリ(68)で
あるか(DC)が判別される。
トを第14図に示す。第14図において、まず、電源ス
ィッチ(132)がONにされると、#81で、停電監
視部(72)によって、使用される電源が商用の交流電
源(76)であるか(AC)、内蔵バッテリ(68)で
あるか(DC)が判別される。
そして、交流電源(76)の場合には#82に、内蔵バ
ッテリ(68)の場合(DC)には#86に分岐する。
ッテリ(68)の場合(DC)には#86に分岐する。
#81で交流電源(AC)と判別された場合には、常時
、#82で停電監視部(72)によって交流電源(76
)の電圧が監視されている。そして、電源電圧が所定の
電圧以下になった場合は#82から#85に分岐し、電
源は交流電源(76)から内蔵バッテリ(68)に切換
えられる。また、交流電源(76)が用いられている時
には、常時、#83において内蔵バッテリ(68)の出
力電圧がバッテリ電圧検出部(74)によって検出され
、この電圧が所定電圧より低ければ#84にすすんでバ
ッテリ充電部(70)において充電をおこなう。
、#82で停電監視部(72)によって交流電源(76
)の電圧が監視されている。そして、電源電圧が所定の
電圧以下になった場合は#82から#85に分岐し、電
源は交流電源(76)から内蔵バッテリ(68)に切換
えられる。また、交流電源(76)が用いられている時
には、常時、#83において内蔵バッテリ(68)の出
力電圧がバッテリ電圧検出部(74)によって検出され
、この電圧が所定電圧より低ければ#84にすすんでバ
ッテリ充電部(70)において充電をおこなう。
井81で内蔵バッテリ(68)が電源として用いられて
いる場合(DC)には、常時、#86において停電監視
部(72)によって交流電源(76)の電圧が監視され
ており、交流電源(76)が回復した場合には#89に
分岐し、電源は内蔵バッテリ(68)から交流電源(7
6)に切換えられる。また、#87でバッテリ電圧検出
部(74)によって内蔵バッチ17(68)の出力電圧
が動作可能な最低電圧より低下したことが検出されると
、#88で内蔵バッテリ電圧低下警告表示素子(122
)が点灯させられて、警告が行なわれる。
いる場合(DC)には、常時、#86において停電監視
部(72)によって交流電源(76)の電圧が監視され
ており、交流電源(76)が回復した場合には#89に
分岐し、電源は内蔵バッテリ(68)から交流電源(7
6)に切換えられる。また、#87でバッテリ電圧検出
部(74)によって内蔵バッチ17(68)の出力電圧
が動作可能な最低電圧より低下したことが検出されると
、#88で内蔵バッテリ電圧低下警告表示素子(122
)が点灯させられて、警告が行なわれる。
次にテストモード(test)の動作について説明する
。第4図に戻って、#4において、モード切換スイッチ
(134)の設定状態が入力され、テストモード側(t
est)であるならば#16に分岐し、バンドパスフィ
ルタ(14a)(14b)の入力選択スイッチ(S S
)は、基準信号発生部(B S )の出力を選択する
。基準信号発生部(BS)は、脈拍数毎分60拍でS
a O2が95%に相当する信号と、同脈拍数でS a
O2が60%に相当する信号とを所定の周期で繰り返
し発生している。そこで、操作者は脈拍数表示が60を
示し、5ILO2表示が90%と60%とを交互に示し
、かつ無呼吸発作状態の検出による警告が交互に作動お
よび解除されることを確認することによって、本実施例
の装置が正常に動作していることを確認することができ
る。
。第4図に戻って、#4において、モード切換スイッチ
(134)の設定状態が入力され、テストモード側(t
est)であるならば#16に分岐し、バンドパスフィ
ルタ(14a)(14b)の入力選択スイッチ(S S
)は、基準信号発生部(B S )の出力を選択する
。基準信号発生部(BS)は、脈拍数毎分60拍でS
a O2が95%に相当する信号と、同脈拍数でS a
O2が60%に相当する信号とを所定の周期で繰り返
し発生している。そこで、操作者は脈拍数表示が60を
示し、5ILO2表示が90%と60%とを交互に示し
、かつ無呼吸発作状態の検出による警告が交互に作動お
よび解除されることを確認することによって、本実施例
の装置が正常に動作していることを確認することができ
る。
そして、本実施例によれば、測定された5ad2値、脈
拍数に加えて、無呼吸発作状態が検出された場合の警告
や、装置の動作不能時の警告、停電時の警告、及び内蔵
パッチIJ(68)の電圧低下時の警告はすべて、無線
ないしは有線によって送信部(E)及び受信部(R)を
介して装置本体から離れた場所でも行うことができる。
拍数に加えて、無呼吸発作状態が検出された場合の警告
や、装置の動作不能時の警告、停電時の警告、及び内蔵
パッチIJ(68)の電圧低下時の警告はすべて、無線
ないしは有線によって送信部(E)及び受信部(R)を
介して装置本体から離れた場所でも行うことができる。
以上詳述したように、本実施例によれば、測定された5
a02が、予め手動操作によって設定され、表示素子(
104)に表示された閾値上りも低下した場合、もしく
は、51102の低下率(速度)が予め手動操作によっ
て設定され表示素子(108)に表示された閾値よりも
低下した場合に、警告表示素子(116)を点灯させる
とともにスピーカ(130)から警告音を発生せしめて
警告を行ない、かつ送信部(E)および受信部(R)を
介して装置から離れた位置においても警告表示素子(8
4)および警告音ブザー(92)によって警告を行なう
ことができるので、無呼吸発作状態を素早く検出して警
告を行なうことができる。更に、本実施例によれば、無
呼吸発作状態が検出されると、人工呼吸器(56)や酸
素吸入器(60)を作動せしめて人工呼吸もしくは酸素
吸入を行なったり、また、患者刺激器(64)によって
患者の足の裏を刺激して呼吸再開を促したりすることが
できるので、無呼吸発作状態に対する素早い応急処置が
可能であり、非常に信頼性が高い。
a02が、予め手動操作によって設定され、表示素子(
104)に表示された閾値上りも低下した場合、もしく
は、51102の低下率(速度)が予め手動操作によっ
て設定され表示素子(108)に表示された閾値よりも
低下した場合に、警告表示素子(116)を点灯させる
とともにスピーカ(130)から警告音を発生せしめて
警告を行ない、かつ送信部(E)および受信部(R)を
介して装置から離れた位置においても警告表示素子(8
4)および警告音ブザー(92)によって警告を行なう
ことができるので、無呼吸発作状態を素早く検出して警
告を行なうことができる。更に、本実施例によれば、無
呼吸発作状態が検出されると、人工呼吸器(56)や酸
素吸入器(60)を作動せしめて人工呼吸もしくは酸素
吸入を行なったり、また、患者刺激器(64)によって
患者の足の裏を刺激して呼吸再開を促したりすることが
できるので、無呼吸発作状態に対する素早い応急処置が
可能であり、非常に信頼性が高い。
尚、本実施例においては、無呼吸発作状態の判定のため
の条件(閾値)はすべて手動で設定されるように構成さ
れていたが、これを装置内部の演算によって自動的に設
定されるように構成しても良い。このように構成した第
2の実施例の構成およびその動作を第15図〜第18図
に示すが、第1の実施例と同様に作用するものについて
は同符号を付し、それらについての説明は省略する。
の条件(閾値)はすべて手動で設定されるように構成さ
れていたが、これを装置内部の演算によって自動的に設
定されるように構成しても良い。このように構成した第
2の実施例の構成およびその動作を第15図〜第18図
に示すが、第1の実施例と同様に作用するものについて
は同符号を付し、それらについての説明は省略する。
第15図は第2の実施例の表示部(44)、警告部(4
6)およびスイッチ入力部(40)の構成を示すもので
、第1の実施例の第3図に対応している。
6)およびスイッチ入力部(40)の構成を示すもので
、第1の実施例の第3図に対応している。
第15図において、(156)は正常時のS a O2
の値を表示する表示素子であり、この正常時の値は制御
演算部(30)内において、演算によって設定さり記憶
部(MO)に記憶される。そして、本実施例においては
、第3図図示の第1の実施例とは異なり、無呼吸発作状
態の検出は、測定されたSaO□が、表示素子(156
)に表示された正常時のS a O2から表示素子(1
58)に示されたS a O2の低下量を減じたもの以
下にまで低下したこと検知することによってなされる。
の値を表示する表示素子であり、この正常時の値は制御
演算部(30)内において、演算によって設定さり記憶
部(MO)に記憶される。そして、本実施例においては
、第3図図示の第1の実施例とは異なり、無呼吸発作状
態の検出は、測定されたSaO□が、表示素子(156
)に表示された正常時のS a O2から表示素子(1
58)に示されたS a O2の低下量を減じたもの以
下にまで低下したこと検知することによってなされる。
ここで、表示素子(iss)に表示される5a02の低
下量は設定用アップキー(160a)もしくは設定用ダ
ウンキー(160b)の手動操作によって手動で設定す
ることができる。又、本実施例においても、測定された
S a Ozの低下率(速度)が表示素子(108)に
表示される設定値よりも大きくなった場合には、無呼吸
発作状態として検出されることは第1の実施例とかわり
がない。
下量は設定用アップキー(160a)もしくは設定用ダ
ウンキー(160b)の手動操作によって手動で設定す
ることができる。又、本実施例においても、測定された
S a Ozの低下率(速度)が表示素子(108)に
表示される設定値よりも大きくなった場合には、無呼吸
発作状態として検出されることは第1の実施例とかわり
がない。
本実施例の全体構成は、第1図および第2図にホされる
第1の実施例とほぼ同じであり、その動作も第4図〜第
14図の70−チャートとばば同じであるので、互いに
異なる部分についてのみ第16図〜第18図に図示し、
それらについてのみ説明する。
第1の実施例とほぼ同じであり、その動作も第4図〜第
14図の70−チャートとばば同じであるので、互いに
異なる部分についてのみ第16図〜第18図に図示し、
それらについてのみ説明する。
まず、第16図は第1の実施例の第5図に相当するもの
で、第5図においては#19もしくは#21から#22
にすすんでいたが、本実施例においては、この間に#1
31〜#134のステップが挿入されている。そして、
これらのステップは、表示素子(156)に表示される
正常時のS a O2を求めるためのものである。#1
31においては、記憶部(MO)のS a O2テーブ
ルに記憶されている多数の測定されたSaO2のうち、
最新のものから所定個数(例えば5個)を抽出し、これ
らの抽出されたSaO2がすべて予め定められたばらつ
き範囲内に入っているか否かをチェックして、Sad、
が安定しているか否かを判断する。そして、安定してい
ると判断されれば#132にすすんで、抽出された所定
個数の5a02の平均値を求める。そしで、#133で
は、この演算された5ILO2の平均値が予め定められ
た所定値以上か否かを判定し、所定値以上のときには#
134にすすむ。#134では、演算された5a02の
平均値を正常時の5a02として記憶部(MO)にメモ
リするとともに 1表示素子(156)に
表示し、さらに、同様にして求められたローパスフィル
タ(20a)(20b)の出力をも記憶部(MO)にメ
モリし、このメモリされた出力は第4図の#9の光量の
判定およびS a Oxに代わっての無呼吸発作状態の
検出に用いられる。
で、第5図においては#19もしくは#21から#22
にすすんでいたが、本実施例においては、この間に#1
31〜#134のステップが挿入されている。そして、
これらのステップは、表示素子(156)に表示される
正常時のS a O2を求めるためのものである。#1
31においては、記憶部(MO)のS a O2テーブ
ルに記憶されている多数の測定されたSaO2のうち、
最新のものから所定個数(例えば5個)を抽出し、これ
らの抽出されたSaO2がすべて予め定められたばらつ
き範囲内に入っているか否かをチェックして、Sad、
が安定しているか否かを判断する。そして、安定してい
ると判断されれば#132にすすんで、抽出された所定
個数の5a02の平均値を求める。そしで、#133で
は、この演算された5ILO2の平均値が予め定められ
た所定値以上か否かを判定し、所定値以上のときには#
134にすすむ。#134では、演算された5a02の
平均値を正常時の5a02として記憶部(MO)にメモ
リするとともに 1表示素子(156)に
表示し、さらに、同様にして求められたローパスフィル
タ(20a)(20b)の出力をも記憶部(MO)にメ
モリし、このメモリされた出力は第4図の#9の光量の
判定およびS a Oxに代わっての無呼吸発作状態の
検出に用いられる。
そして、#134からは#22にすすむ。ここで、抽出
されたS a O2のばらつきが大きすぎて井131で
安定していないと判定された場合、及び#133で演算
された5a02の平均値が所定値以下であると判定され
た場合には、#134で5ad2およびローハスフィル
タ(20a)(20b)の出力の正常時の値をリセット
することなく#22にすすむ。
されたS a O2のばらつきが大きすぎて井131で
安定していないと判定された場合、及び#133で演算
された5a02の平均値が所定値以下であると判定され
た場合には、#134で5ad2およびローハスフィル
タ(20a)(20b)の出力の正常時の値をリセット
することなく#22にすすむ。
次に、第16図で#18で示されるサブルーチンについ
て第17図に詳細に示す、第17図において、まず、#
111で5a02の平均値から求められた正常時の5a
02に対する測定された5a02の低下量を計算し、#
112でこの低下量が第15図の表示素子(158)に
設定された所定量以上であるか否かを判定する。そして
、もし所定量以上であれば井115にすすんで、無呼吸
発作フラグをセットしてリターンする。#112で所定
量以下と判定されれば、#113にすすみ、第1の実施
例と同様にしてSaO□の低下率(速度)を求め、#1
14でこの低下率(速度)が表示素子(108)に表示
された設定値よりも大きいか否かを判定する。もし演算
された低下率(速度)が設定値よりも大きければ#11
5にすすんで無呼吸発作フラグをセットしてリターンし
、設定値よりも大きくなければそのままリターンする。
て第17図に詳細に示す、第17図において、まず、#
111で5a02の平均値から求められた正常時の5a
02に対する測定された5a02の低下量を計算し、#
112でこの低下量が第15図の表示素子(158)に
設定された所定量以上であるか否かを判定する。そして
、もし所定量以上であれば井115にすすんで、無呼吸
発作フラグをセットしてリターンする。#112で所定
量以下と判定されれば、#113にすすみ、第1の実施
例と同様にしてSaO□の低下率(速度)を求め、#1
14でこの低下率(速度)が表示素子(108)に表示
された設定値よりも大きいか否かを判定する。もし演算
された低下率(速度)が設定値よりも大きければ#11
5にすすんで無呼吸発作フラグをセットしてリターンし
、設定値よりも大きくなければそのままリターンする。
最後に、本実施例において#20で示される無呼吸発作
状態からの回復の判定のサブルーチンについて第18図
に詳細に示す。第18図において、まず#116では測
定された5ad2が表示素子(156)に示される正常
時の値以上に戻ったか否かを判定し、戻っていれば#1
17にすすんで無呼吸発作フラグをリセットする。更に
、#116で測定された5a02が正常値まで戻ってい
なければ、#118にすすんでSaO□の増加率(速度
)を演算し、この演算値があらかじめ定められて記憶部
(MO)に記憶されている変化率(速度)以上であれば
、#119から#117にすすみ、無呼吸発作フラグが
リセットされてリターンする。
状態からの回復の判定のサブルーチンについて第18図
に詳細に示す。第18図において、まず#116では測
定された5ad2が表示素子(156)に示される正常
時の値以上に戻ったか否かを判定し、戻っていれば#1
17にすすんで無呼吸発作フラグをリセットする。更に
、#116で測定された5a02が正常値まで戻ってい
なければ、#118にすすんでSaO□の増加率(速度
)を演算し、この演算値があらかじめ定められて記憶部
(MO)に記憶されている変化率(速度)以上であれば
、#119から#117にすすみ、無呼吸発作フラグが
リセットされてリターンする。
尚、本実施例において、第15図の(162)はリセッ
トボタンで、これを押圧することによって表示素子(1
56)の表示値をクリアし、正常値を改めて設定するこ
とができる。
トボタンで、これを押圧することによって表示素子(1
56)の表示値をクリアし、正常値を改めて設定するこ
とができる。
以上のように、第2の実施例によれば、正常時のS a
O2は自動的に設定され、それに基づいた無呼吸発作
状態の検出がなされるので、操作はより容易であり、家
庭での使用に適する。また、第15図の表示素子(10
8)および(158)に設定される値をも予め装置の製
造時に設定されるように構成してもよい。このとき、操
作は更に容易となり一般家庭での使用に更に適する。
O2は自動的に設定され、それに基づいた無呼吸発作
状態の検出がなされるので、操作はより容易であり、家
庭での使用に適する。また、第15図の表示素子(10
8)および(158)に設定される値をも予め装置の製
造時に設定されるように構成してもよい。このとき、操
作は更に容易となり一般家庭での使用に更に適する。
1」へ立Å
以上詳述したように、本発明に係る無呼吸発作検出装置
は、血液中の酸素飽和度を測定する測定手段と、正常時
の酸素飽和度を記憶する記憶手段と、記憶された酸素飽
和度に対し測定された酸素飽和度が所定量以上低下する
と検出信号を出力する低下量検出手段と、該検出信号に
応じて無呼吸発作状態を検出する無呼吸発作状態検出手
段とを有することを特徴とするものであり、このように
構成することによって、呼吸運動だけ行なわれて〃大交
換が行なわれていない場合でも無呼吸発作状態として検
出でき、従来の装置に比べてより確実に無呼吸発作状態
を検出することができるので、信頼性はより向上させら
れる。更に、酸素飽和度の算出は短時間に行いうるちの
であるから、無呼吸発作が生じると直ちにそれを検出す
ることができ、レスポンスタイムモ速イ。
は、血液中の酸素飽和度を測定する測定手段と、正常時
の酸素飽和度を記憶する記憶手段と、記憶された酸素飽
和度に対し測定された酸素飽和度が所定量以上低下する
と検出信号を出力する低下量検出手段と、該検出信号に
応じて無呼吸発作状態を検出する無呼吸発作状態検出手
段とを有することを特徴とするものであり、このように
構成することによって、呼吸運動だけ行なわれて〃大交
換が行なわれていない場合でも無呼吸発作状態として検
出でき、従来の装置に比べてより確実に無呼吸発作状態
を検出することができるので、信頼性はより向上させら
れる。更に、酸素飽和度の算出は短時間に行いうるちの
であるから、無呼吸発作が生じると直ちにそれを検出す
ることができ、レスポンスタイムモ速イ。
第1図は本発明の第1の実施例を示すブロック図、第2
図はその電源部の構成を示す1072図、第3図はその
表示部・警告部およびスイッチ入力部の構成を示す概略
図、第4図から第14図まではその動作を示す70−チ
ャート、第15図は本発明の第2の実施例の表示部・警
告部およびスイッチ入力部の構成を示す概略図、第16
図から第18図まではその第1の実施例と異なる動作を
しめす70−チャートである。 (2)〜(30):測定手段、 (M O);記憶手段、 (30);低下量検出手段、 (30);無呼吸発作状態検出手段。 以 上 出願人 ミノルタカメラ株式会社 第5図 第7図 第S図 第1/図 第73図 啼 味
図はその電源部の構成を示す1072図、第3図はその
表示部・警告部およびスイッチ入力部の構成を示す概略
図、第4図から第14図まではその動作を示す70−チ
ャート、第15図は本発明の第2の実施例の表示部・警
告部およびスイッチ入力部の構成を示す概略図、第16
図から第18図まではその第1の実施例と異なる動作を
しめす70−チャートである。 (2)〜(30):測定手段、 (M O);記憶手段、 (30);低下量検出手段、 (30);無呼吸発作状態検出手段。 以 上 出願人 ミノルタカメラ株式会社 第5図 第7図 第S図 第1/図 第73図 啼 味
Claims (1)
- 【特許請求の範囲】 1、血液中の酸素飽和度を測定する測定手段と、正常時
の酸素飽和度を記憶する記憶手段と、記憶された酸素飽
和度に対し測定された酸素飽和度が所定量以上低下する
と検出信号を出力する低下量検出手段と、 該検出信号に応じて無呼吸発作状態を検出する無呼吸発
作状態検出手段とを有することを特徴とする無呼吸発作
検出装置。 2、記憶手段は、 手動操作によって設定された酸素飽和度に応じた設定信
号を出力する設定手段と、 設定信号に応じた酸素飽和度を記憶する記憶手段とを有
することを特徴とする特許請求の範囲第1項記載の無呼
吸発作検出装置。 3、記憶手段は、 測定された酸素飽和度に応じて正常時の酸素飽和度を演
算する演算手段と、 演算結果に応じた酸素飽和度を記憶する記憶手段とを有
することを特徴とする特許請求の範囲第1項記載の無呼
吸発作検出装置。
Priority Applications (2)
Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
---|---|---|---|
JP60069690A JPS61228831A (ja) | 1985-04-02 | 1985-04-02 | 無呼吸発作検出装置 |
US06/847,313 US4765340A (en) | 1985-04-02 | 1986-04-02 | Apnea detector |
Applications Claiming Priority (1)
Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
---|---|---|---|
JP60069690A JPS61228831A (ja) | 1985-04-02 | 1985-04-02 | 無呼吸発作検出装置 |
Publications (1)
Publication Number | Publication Date |
---|---|
JPS61228831A true JPS61228831A (ja) | 1986-10-13 |
Family
ID=13410113
Family Applications (1)
Application Number | Title | Priority Date | Filing Date |
---|---|---|---|
JP60069690A Pending JPS61228831A (ja) | 1985-04-02 | 1985-04-02 | 無呼吸発作検出装置 |
Country Status (2)
Country | Link |
---|---|
US (1) | US4765340A (ja) |
JP (1) | JPS61228831A (ja) |
Cited By (5)
Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
---|---|---|---|---|
JPH0422339A (ja) * | 1990-05-16 | 1992-01-27 | Otax Kk | 無呼吸症候群検査装置 |
JP2002153432A (ja) * | 2000-11-17 | 2002-05-28 | Denso Corp | 睡眠時無呼吸症候群の診断方法 |
US7169110B2 (en) | 2003-04-25 | 2007-01-30 | Samsung Electronics Co., Ltd. | Apparatus and method for diagnosing sleep apnea |
JP2007190197A (ja) * | 2006-01-19 | 2007-08-02 | Ngk Spark Plug Co Ltd | 呼吸状態監視装置及び呼吸状態監視システム |
JP2010193949A (ja) * | 2009-02-23 | 2010-09-09 | Nippon Koden Corp | 血中酸素飽和度測定装置 |
Families Citing this family (82)
Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
---|---|---|---|---|
US4869253A (en) * | 1986-08-18 | 1989-09-26 | Physio-Control Corporation | Method and apparatus for indicating perfusion and oxygen saturation trends in oximetry |
US4889116A (en) * | 1987-11-17 | 1989-12-26 | Phospho Energetics, Inc. | Adaptive control of neonatal fractional inspired oxygen |
US5329931A (en) * | 1989-02-21 | 1994-07-19 | William L. Clauson | Apparatus and method for automatic stimulation of mammals in response to blood gas analysis |
DE4011065A1 (de) * | 1990-04-05 | 1991-10-10 | Hellige Gmbh | Vorrichtung zur atmungsueberwachung |
US5419321A (en) * | 1990-05-17 | 1995-05-30 | Johnson & Johnson Professional Products Limited | Non-invasive medical sensor |
EP0502270B1 (en) * | 1991-03-07 | 1997-01-02 | Hamamatsu Photonics K.K. | Tissue oxygen measuring system |
US5146918A (en) * | 1991-03-19 | 1992-09-15 | Medtronic, Inc. | Demand apnea control of central and obstructive sleep apnea |
US5273036A (en) * | 1991-04-03 | 1993-12-28 | Ppg Industries, Inc. | Apparatus and method for monitoring respiration |
US5385142A (en) * | 1992-04-17 | 1995-01-31 | Infrasonics, Inc. | Apnea-responsive ventilator system and method |
US6785568B2 (en) * | 1992-05-18 | 2004-08-31 | Non-Invasive Technology Inc. | Transcranial examination of the brain |
DE69302536T2 (de) * | 1992-07-21 | 1996-11-28 | Brain Archibald Ian Jeremy | Maske für den Kehlkopf mit einem integrierten Reflexionsoximeter |
WO1994004071A1 (en) * | 1992-08-19 | 1994-03-03 | Lynn Lawrence A | Apparatus for the diagnosis of sleep apnea |
US6342039B1 (en) | 1992-08-19 | 2002-01-29 | Lawrence A. Lynn | Microprocessor system for the simplified diagnosis of sleep apnea |
US7081095B2 (en) * | 2001-05-17 | 2006-07-25 | Lynn Lawrence A | Centralized hospital monitoring system for automatically detecting upper airway instability and for preventing and aborting adverse drug reactions |
US6223064B1 (en) | 1992-08-19 | 2001-04-24 | Lawrence A. Lynn | Microprocessor system for the simplified diagnosis of sleep apnea |
US7758503B2 (en) | 1997-01-27 | 2010-07-20 | Lynn Lawrence A | Microprocessor system for the analysis of physiologic and financial datasets |
US20050062609A9 (en) * | 1992-08-19 | 2005-03-24 | Lynn Lawrence A. | Pulse oximetry relational alarm system for early recognition of instability and catastrophic occurrences |
AU683434B2 (en) * | 1992-11-09 | 1997-11-13 | Ilife Systems, Inc. | Apparatus and method for remote monitoring of physiological parameters |
US5490523A (en) * | 1994-06-29 | 1996-02-13 | Nonin Medical Inc. | Finger clip pulse oximeter |
US5540733A (en) * | 1994-09-21 | 1996-07-30 | Medtronic, Inc. | Method and apparatus for detecting and treating obstructive sleep apnea |
US5505199A (en) * | 1994-12-01 | 1996-04-09 | Kim; Bill H. | Sudden infant death syndrome monitor |
US5921942A (en) * | 1995-11-01 | 1999-07-13 | University Technologies International, Inc. | Adaptively controlled mandibular positioning device and method of using the device |
US5746697A (en) * | 1996-02-09 | 1998-05-05 | Nellcor Puritan Bennett Incorporated | Medical diagnostic apparatus with sleep mode |
US8932227B2 (en) | 2000-07-28 | 2015-01-13 | Lawrence A. Lynn | System and method for CO2 and oximetry integration |
US9042952B2 (en) | 1997-01-27 | 2015-05-26 | Lawrence A. Lynn | System and method for automatic detection of a plurality of SPO2 time series pattern types |
US20060155207A1 (en) * | 1997-01-27 | 2006-07-13 | Lynn Lawrence A | System and method for detection of incomplete reciprocation |
US20060161071A1 (en) | 1997-01-27 | 2006-07-20 | Lynn Lawrence A | Time series objectification system and method |
US6002952A (en) | 1997-04-14 | 1999-12-14 | Masimo Corporation | Signal processing apparatus and method |
WO1999063883A1 (en) * | 1998-06-11 | 1999-12-16 | S.P.O. Medical Equipment Ltd. | Physiological stress detector device and method |
IL121079A0 (en) | 1997-06-15 | 1997-11-20 | Spo Medical Equipment Ltd | Physiological stress detector device and method |
US20070191697A1 (en) * | 2006-02-10 | 2007-08-16 | Lynn Lawrence A | System and method for SPO2 instability detection and quantification |
US6047201A (en) * | 1998-04-02 | 2000-04-04 | Jackson, Iii; William H. | Infant blood oxygen monitor and SIDS warning device |
US6463311B1 (en) | 1998-12-30 | 2002-10-08 | Masimo Corporation | Plethysmograph pulse recognition processor |
JP3820811B2 (ja) * | 1999-08-02 | 2006-09-13 | 株式会社デンソー | 呼吸器系疾患のモニタ装置 |
FR2808609B1 (fr) * | 2000-05-05 | 2006-02-10 | Univ Rennes | Dispositif et procede de detection de situations anormales |
US6430525B1 (en) | 2000-06-05 | 2002-08-06 | Masimo Corporation | Variable mode averager |
US9053222B2 (en) | 2002-05-17 | 2015-06-09 | Lawrence A. Lynn | Patient safety processor |
US7355512B1 (en) | 2002-01-24 | 2008-04-08 | Masimo Corporation | Parallel alarm processor |
US6896661B2 (en) * | 2002-02-22 | 2005-05-24 | Datex-Ohmeda, Inc. | Monitoring physiological parameters based on variations in a photoplethysmographic baseline signal |
AU2003217564A1 (en) * | 2002-02-22 | 2003-09-09 | Datex-Ohmeda, Inc. | Monitoring physiological parameters based on variations in a photoplethysmographic signal |
US6805673B2 (en) | 2002-02-22 | 2004-10-19 | Datex-Ohmeda, Inc. | Monitoring mayer wave effects based on a photoplethysmographic signal |
US6709402B2 (en) | 2002-02-22 | 2004-03-23 | Datex-Ohmeda, Inc. | Apparatus and method for monitoring respiration with a pulse oximeter |
US6702752B2 (en) | 2002-02-22 | 2004-03-09 | Datex-Ohmeda, Inc. | Monitoring respiration based on plethysmographic heart rate signal |
JP2004121668A (ja) * | 2002-10-04 | 2004-04-22 | Denso Corp | 呼吸異常検出装置及び測定装置並びに呼吸異常検出方法 |
US6970792B1 (en) | 2002-12-04 | 2005-11-29 | Masimo Laboratories, Inc. | Systems and methods for determining blood oxygen saturation values using complex number encoding |
US7160252B2 (en) * | 2003-01-10 | 2007-01-09 | Medtronic, Inc. | Method and apparatus for detecting respiratory disturbances |
US7524292B2 (en) * | 2003-04-21 | 2009-04-28 | Medtronic, Inc. | Method and apparatus for detecting respiratory disturbances |
EP1659941A1 (fr) * | 2003-09-03 | 2006-05-31 | Jean-Philippe Hermanne | Systeme de detection de mouvements respiratoires |
US7438683B2 (en) | 2004-03-04 | 2008-10-21 | Masimo Corporation | Application identification sensor |
US7387608B2 (en) | 2004-04-06 | 2008-06-17 | David A Dunlop | Apparatus and method for the treatment of sleep related disorders |
WO2006082589A2 (en) * | 2005-02-07 | 2006-08-10 | Widemed Ltd. | Detection and monitoring of stress events during sleep |
CN101087559B (zh) * | 2004-12-23 | 2011-03-30 | 雷斯梅德有限公司 | 从呼吸信号中检测和区别呼吸模式的方法 |
US10512429B2 (en) | 2004-12-23 | 2019-12-24 | ResMed Pty Ltd | Discrimination of cheyne-stokes breathing patterns by use of oximetry signals |
US8116839B1 (en) | 2005-02-25 | 2012-02-14 | General Electric Company | System for detecting potential probe malfunction conditions in a pulse oximeter |
JP5328159B2 (ja) | 2005-03-01 | 2013-10-30 | セルカコア・ラボラトリーズ・インコーポレーテッド | 多波長センサ発光体 |
US7403806B2 (en) | 2005-06-28 | 2008-07-22 | General Electric Company | System for prefiltering a plethysmographic signal |
US7706852B2 (en) * | 2006-01-30 | 2010-04-27 | Nellcor Puritan Bennett Llc | System and method for detection of unstable oxygen saturation |
US7668579B2 (en) * | 2006-02-10 | 2010-02-23 | Lynn Lawrence A | System and method for the detection of physiologic response to stimulation |
DE102006025005B4 (de) * | 2006-05-30 | 2009-06-04 | Schwarzer Gmbh | Vorrichtung zur Bestimmung des Blutsauerstoffgehalts |
US8412296B2 (en) * | 2007-07-20 | 2013-04-02 | General Electric Company | Non-invasive determination of the concentration of a blood substance |
US8275553B2 (en) | 2008-02-19 | 2012-09-25 | Nellcor Puritan Bennett Llc | System and method for evaluating physiological parameter data |
US8365730B2 (en) | 2008-03-24 | 2013-02-05 | Covidien Lp | Method and system for classification of photo-plethysmographically detected respiratory effort |
US20090247837A1 (en) * | 2008-03-27 | 2009-10-01 | Nellcor Puritan Bennett Llc | System And Method For Diagnosing Sleep Apnea |
US8398555B2 (en) | 2008-09-10 | 2013-03-19 | Covidien Lp | System and method for detecting ventilatory instability |
US20100304325A1 (en) | 2010-01-26 | 2010-12-02 | Fletcher Gayle J | Elastically Deformable Bite Fork Stabilizer and Associated Methods |
US9615792B2 (en) | 2010-07-27 | 2017-04-11 | Carefusion 303, Inc. | System and method for conserving battery power in a patient monitoring system |
US9357929B2 (en) | 2010-07-27 | 2016-06-07 | Carefusion 303, Inc. | System and method for monitoring body temperature of a person |
US9055925B2 (en) | 2010-07-27 | 2015-06-16 | Carefusion 303, Inc. | System and method for reducing false alarms associated with vital-signs monitoring |
US20120029307A1 (en) * | 2010-07-27 | 2012-02-02 | Carefusion 303, Inc. | Vital-signs monitor with spaced electrodes |
US8814792B2 (en) | 2010-07-27 | 2014-08-26 | Carefusion 303, Inc. | System and method for storing and forwarding data from a vital-signs monitor |
US9585620B2 (en) | 2010-07-27 | 2017-03-07 | Carefusion 303, Inc. | Vital-signs patch having a flexible attachment to electrodes |
US9420952B2 (en) | 2010-07-27 | 2016-08-23 | Carefusion 303, Inc. | Temperature probe suitable for axillary reading |
US9017255B2 (en) | 2010-07-27 | 2015-04-28 | Carefusion 303, Inc. | System and method for saving battery power in a patient monitoring system |
ITRM20100605A1 (it) * | 2010-11-17 | 2012-05-18 | Umberto Botta | Processo ed apparato per monitorare il sonno dei bambini. |
US10588776B2 (en) | 2015-01-13 | 2020-03-17 | Align Technology, Inc. | Systems, methods, and devices for applying distributed forces for mandibular advancement |
US10537463B2 (en) | 2015-01-13 | 2020-01-21 | Align Technology, Inc. | Systems and methods for positioning a patient's mandible in response to sleep apnea status |
US10517701B2 (en) | 2015-01-13 | 2019-12-31 | Align Technology, Inc. | Mandibular advancement and retraction via bone anchoring devices |
US10007238B1 (en) | 2015-01-22 | 2018-06-26 | John C. Taube | Oxygen mixing and delivery |
JP2019535396A (ja) | 2016-11-10 | 2019-12-12 | ザ リサーチ ファウンデーション フォー ザ ステート ユニバーシティ オブ ニューヨーク | 気道閉塞に関するシステム、方法、及びバイオマーカ |
US20190053754A1 (en) | 2017-08-18 | 2019-02-21 | Fitbit, Inc. | Automated detection of breathing disturbances |
US11779720B2 (en) | 2019-11-04 | 2023-10-10 | Vapotherm, Inc. | Methods, devices, and systems for improved oxygenation patient monitoring, mixing, and delivery |
US11612706B2 (en) | 2019-11-25 | 2023-03-28 | John C. Taube | Methods, systems, and devices for controlling mechanical ventilation |
Family Cites Families (9)
Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
---|---|---|---|---|
US3734091A (en) * | 1971-06-22 | 1973-05-22 | Airco Inc | Oxygen control system with blood oxygen saturation sensing means and method for closed system breathing |
US4146885A (en) * | 1977-10-13 | 1979-03-27 | Lawson Jr William H | Infant bed and apnea alarm |
US4403215A (en) * | 1977-12-27 | 1983-09-06 | Hellige, Gmbh | Apparatus for automatically monitoring body functions |
US4245651A (en) * | 1979-03-13 | 1981-01-20 | Frost James K | Detecting body movements |
US4305400A (en) * | 1979-10-15 | 1981-12-15 | Squibb Vitatek Inc. | Respiration monitoring method and apparatus including cardio-vascular artifact detection |
US4450843A (en) * | 1980-11-24 | 1984-05-29 | Texas Instruments Incorporated | Miniature biofeedback instrument |
US4523279A (en) * | 1980-11-24 | 1985-06-11 | Oximetrix, Inc. | Apparatus for determining oxygen saturation levels in blood |
US4350166A (en) * | 1980-12-12 | 1982-09-21 | Honeywell Inc. | Apnea detector |
DE3134124A1 (de) * | 1981-08-28 | 1983-03-10 | Erwin Braun Institut, 6390 Engelberg | Verfahren und geraet zur ueberwachung der sauerstoffsaettigung des blutes in vivo |
-
1985
- 1985-04-02 JP JP60069690A patent/JPS61228831A/ja active Pending
-
1986
- 1986-04-02 US US06/847,313 patent/US4765340A/en not_active Expired - Fee Related
Cited By (8)
Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
---|---|---|---|---|
JPH0422339A (ja) * | 1990-05-16 | 1992-01-27 | Otax Kk | 無呼吸症候群検査装置 |
JPH0558734B2 (ja) * | 1990-05-16 | 1993-08-27 | Otax Xo Ltd | |
JP2002153432A (ja) * | 2000-11-17 | 2002-05-28 | Denso Corp | 睡眠時無呼吸症候群の診断方法 |
JP4693228B2 (ja) * | 2000-11-17 | 2011-06-01 | 株式会社デンソー | 睡眠時無呼吸症診断装置 |
US7169110B2 (en) | 2003-04-25 | 2007-01-30 | Samsung Electronics Co., Ltd. | Apparatus and method for diagnosing sleep apnea |
JP2007190197A (ja) * | 2006-01-19 | 2007-08-02 | Ngk Spark Plug Co Ltd | 呼吸状態監視装置及び呼吸状態監視システム |
JP2010193949A (ja) * | 2009-02-23 | 2010-09-09 | Nippon Koden Corp | 血中酸素飽和度測定装置 |
US8565846B2 (en) | 2009-02-23 | 2013-10-22 | Nihon Kohden Corporation | Blood oxygen saturation measuring apparatus |
Also Published As
Publication number | Publication date |
---|---|
US4765340A (en) | 1988-08-23 |
Similar Documents
Publication | Publication Date | Title |
---|---|---|
JPS61228831A (ja) | 無呼吸発作検出装置 | |
US20210186371A1 (en) | Method and apparatus for assessing respiratory distress | |
US20200121205A1 (en) | Acoustic physiological monitoring system | |
EP1470780B1 (en) | Apparatus and method of operating apparatus for diagnosing sleep apnea | |
US6529752B2 (en) | Sleep disorder breathing event counter | |
US20180110429A1 (en) | Wearable Vital Signs Monitor | |
JP4588686B2 (ja) | 挿耳型生体信号測定装置 | |
US3584618A (en) | A system and method for monitoring a progressive sequence of physiological conditions | |
US8600468B2 (en) | Biometric information measuring apparatus and biometric information measuring system | |
JP2004202190A (ja) | 生体情報測定装置 | |
WO1986005674A1 (en) | Method and apparatus for detecting optical pulses | |
CN108283489A (zh) | 睡眠呼吸系统及方法 | |
CN105962924A (zh) | 降低缺氧和/或心动过缓的风险的设备、无线系统和方法 | |
CN114287911A (zh) | 一种腕表式睡眠呼吸暂停监测装置、系统及存储介质 | |
JP2023099105A (ja) | ウエアラブルデバイスを利用する心電図測定方法及びシステム | |
JP4613280B2 (ja) | 睡眠時無呼吸症候群スクリーニングシステム及びその動作プログラム | |
CN106039516B (zh) | 一种窒息报警的吸氧面罩 | |
CN114246549A (zh) | 用于检测呼吸暂停的电子设备和计算机可读存储介质 | |
CN111317476A (zh) | 基于呼吸气流信号的睡眠呼吸暂停综合征检测装置 | |
JPS635729A (ja) | 無呼吸発作検出装置 | |
JPS62109546A (ja) | 無呼吸発作検出装置 | |
WO2018204204A1 (en) | Systems and methods for stimulating a patient to prevent oxygen desaturation | |
CN114947767A (zh) | 呼吸率的处理方法、装置及计算机可读存储介质 | |
JP6716888B2 (ja) | 呼吸解析装置、呼吸解析方法及びプログラム | |
CN107303183A (zh) | 一种人体睡眠中呼吸暂停监测的算法 |