JPS62176432A - 心肺その他の活動の動作モニタ - Google Patents

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】 本発明は、心臓活動を監視するのが主目的であるが検出
器の付近での他の動作を検出するのにも使用できる方法
及び装置に関するものであり、そして、特に、乳幼児の
無呼吸の症状発現を検出するための方法及び装置に関す
る。

乳幼児が睡眠中に死亡する揺りかご死または乳児急死症
候群（ＳＩＤＳ）の問題についての研究により、かなり
のパーセットの約１才までの乳幼児が、例えば睡眠中に
呼吸が止まる無呼吸と称される状態の様な中枢神経系反
射作用についての問題を有していることが判っている。

大抵の場合は、乳幼児は再び自然に呼吸を開始する。し
かしながら、無呼吸の期間が長過ぎると、取り返しのき
かない脳障害を被ることがあり、そして、成る場合には
死亡するに至る。どの乳幼児が無呼吸の兆候にかかり易
いかを決定するための臨床方法が工夫されたが、割合に
不正確である。

乳幼児が無呼吸にかかり易いと診断された時には、速や
かに、且つ、呼吸を再開するための援助が与えられる様
な形で、乳幼児の心肺活動を監視するための何かの方法
がとられる必要がある。無呼吸を検出するために、種々
のタイプのモニタが開発されている。これらのうちで、
注目に値するものは、米国特許４，４７４．１８５に開
示されたものである。その特許は、誘電率における非常
に小さな変化が測定され、且つ活動が止まった時に、予
め決めた時間中警報を出す適当な時間調節回路と共に使
用される動作モニタを開示している。この様な活＋Ｊ＋
は、−最に、監視されているの者の呼吸に起因し、そし
て、この様な呼吸は、胸及び横隔Ｉりの活動と連係して
いる。そこで開示されたモニタは、木質的には、ヘッド
マノトレスなどの上に置くことができ、その上に乳幼児
または他の患者が横たわることのできるバンド（ｐａｄ
）である。その基本的な形においては、パッドは、薄い
金属フォイルのジグザグ模様がその表面に形成され、そ
れによって電極を構成するプラスチックのフィルムであ
る。静電遮蔽が固い板の金属フォイルから形成され、そ
れは、第１のプラスチックシートの他の面に接着するか
、または第１のシートのジグザグフォイル模様の上に貼
られる第２のプラスチックシートに接着することができ
る。いずれの場合でも、得られたモニタは、絶縁層によ
って隔てられた間晒をおいた１対の伝導層として構成さ
れている。

電極の近（の乳幼児または他の患者の活動によって生じ
る誘電率の変化を検出するため、静電遮蔽は、人力が電
極に接続されている電圧フォロワの出力に接続される。

５０ＫＩＩｚの出力波形をつくる発振器が設けられ、そ
して、次の様にアースされている。正ＴＳ極とアースと
の間において移動するいかなる物も変調誘電体として動
作して、加えられた５０Ｈｚの搬送信号の振幅を変える
様に共通の内部または浮動回路に対して、発振器がアー
スをボンピングする。この装置の不利点は、監視パッド
がアースから分離されていなければならず、そして、こ
の装置が、アースをボンピングすることにより搬送信号
をつくるために５０Ｋｔｌｚの発振器を必要とするとい
うことである。

関連したタイプの装置が、米国特許４，４３８，７７１
に開示されている。後者特許の’ｌ１Ｔ１は、監視され
ている身体から隔たった、そして、その中で例えば呼吸
作用または心臓の作用などの様な身体の活動によって電
位が誘起される受動１荷変化伝導パツド（ｐａｓｓｉｖ
ｅ　ｃｈａｒｇｅνａｒｉａｔｉｏｎ　ｃｏｎｄｕｃｔ
ｉｖｅ　ｐａｄ）を有する。誘起された電位は、身体の
活動、または、導電パッド上のキャパシタンスまたは電
荷分布の変化を示す電圧出力を生じさせるために増幅さ
れる。該特許において、身体の活動が身体上の電荷の動
きをもたらし、この電荷の動きが、パッドの導電性材料
中に電位を誘起することが提唱されている。同特許はま
た、各人体や動物体が、網状に分布した電荷または少な
くとも蓄積した電荷を含み、身体の動きが電荷の動きを
もたらすことを提唱している。この後者特許は、米国特
許４，４７４．１８５とは異なる多くの先行技術の特許
と同一または非常に類似した形式のキャパシタンスプロ
ーブ法を使っているが、米国特許４，４３８，７７１で
提案された装置は、実際的な装置であるとは認められて
いない。特に、試験の結果、米国特許４，４３８，７７
１の装置は、電磁妨害に敏感であり、そのために、すべ
ての無呼吸の事象に対してＶ報しないことがある。この
様な妨害としては、例えばＡＭ及びＦＭ無線信号、６０
サイクル送電線妨害、及び、例えば自動車の点火装面か
ら生じる様な多くの他の高周波信号がある。

本発明は、米国特許４，４７４．１８５及び米国特許３
，９７３゜２０８で開示された形式の動作モニタを利用
するが、活動を示す信号が完全に他の雑音中に埋まって
いても心肺活動を検出しｊ）る独特な回路を組み入れる
ことで、アースにボンピングする必要性を回避している
。更に、本発明は、監視されている乳幼児や愚者と動作
モニタとの間の接触を必要としないことが注目されるべ
きである。モニタは、例えばフオームマノトレスのパッ
ドまたは掛ふとんの様な材料のいくつかの層で、愚者か
ら隔たっていてもよい。先行技術では、心肺活動を検出
する能力は身体上の電荷にかかっていると示唆している
が、出願人の見解では、本発明のモニタの存在下では、
如何なる種類の動きも誘起された電荷の検出をもたらす
ことが判ったので、身体上の電荷によって活動が行われ
るものではない。特に、親とかその他の人間が監視中の
患者の部屋へ入ると、その装置は、その様な人の動作に
より生起した電荷を検出し、その検出は、現実の患者の
呼吸または心臓作用によって生した少量の電荷を完全に
無効にすることが認められた。この検出部分は、環境に
よる電位の傾き、即ち海面でメートル当たり２，０００
ボルト及び海抜６キロでメートル当たり１００〜２００
ボルトの電位の傾きによることが想像される。この様な
環境電位の傾きに関する情報は、マグロ−ヒル・ブック
カンパニー発行のアメメリカン・インステテユート・オ
プ・フィジックス・バンドブック　第３版、第５章、第
２９２頁に見出すことができる。更に、非動物体の動き
もまた検出できる。例えば、低速で回転しているオーバ
ーへ７ドフアンは、心肺活動の周波数１・ｎ囲の検出し
得る信号を発生することがある。

本発明において、モニタ上に誘起された信号は、周波数
選択Ｎ、荷荷幅幅器して動作するデュアル積分回路に接
続される。増幅器は、０．■と１５１１ｚとの間の帯域
を有する。積分器は、０．１Ｈｚより低い周波数応答ロ
ールオフを非常に速（するため、非常に高いＤＣ利得を
有する能動帰還回路を有する。従って、増幅器の出力に
現れる信号は、呼吸や６搏の低い周波数の動きによって
生じた電気力学的変化を示す。

一つの実施例において、心得率が本装置により検出され
、そして、装置が無呼吸の兆候の警報または表示をする
セット点または動作点（トリフプ点）を変えるのに使用
される。一般に、装置は、若しも呼吸の間隔がある予め
決めた値、例えば２０秒より低くなった場合に、動作す
る様にセットされる。然しながら、患者が低酸素症にか
かっているかも知れないので、若し、患者の心得率が減
少しても、呼吸は一層早くなり、動作するようにされる
べきであっても警報装置の動作は行われない。従って、
心得率が低くなり、もっと悪い状態では、若し呼吸が２
秒毎に行われない場合には、警報が鳴らされる様にこの
装置は、心得率の関数として警報間隔セット点を変更す
る。

更に、この装置は、呼吸事象または心臓事象の如き各事
象を示す出力信号を発するため、及び無呼吸の兆候の検
出によって警報信号を発するための表示器を含む。また
、警報装置をトリガすることなしに、この装置が始動さ
れ、及び消勢されることを可能にする回路が設けられる
。

本発明を更によく理解するため、添付図面と関連して以
下に本発明の詳細な説明する。

本発明のモニタ及び方法は、検出されるべき人間の僅か
な活動に対する多くの用途に適用可能である。然しなか
ら、本発明は無呼吸モニタとしての用途、そして特に睡
眠中の乳幼児の呼吸及び心搏率即ち心肺活動を監視する
ための用途に対して、以下記述されるであろう。

そこで、第１図を参照すると、動作モニタ電荷トランス
デユーサが概括的に参照数字１０で示されており、それ
は、好適には、米国特許４，４７４．１８５の教示に従
って構成されている。このトランスデユーサ１０は、上
部の伝導性電極または層１２と下部の伝導性静電遮蔽ま
たは層１４を含んでいる。絶縁１１５１６が上部および
下部伝導層を分離している。下部伝導層は、フェライト
ビーズ１８と高インピーダンス抵抗２０とを通ってアー
スに接続されている。コンデンサ２１が抵抗２０と並列
に接続されている。このフェライトビーズは、高周波を
ろ過し、一方、抵抗２０が、層１４上に蓄積された電荷
のための放電路となる。コンデンサ２１は、ＲＦ信号を
アースに減結合する。能動電極または電気層１２は、第
２のフェライトビーズ２２を通って周波数選択電荷増幅
手段即ちデュアル積分器２４の入力端子に接続されてい
る。コンデンサ２３は、ビーズ２２と共に高周波雑音を
減結合（吸収）する。増幅手段２４は、高インピーダン
ス人力抵抗２８及び３０を通ってＦ３１２からの信号が
接続される反転入力端子を有する演算増幅器２６を含ん
でいる。中間の抵抗２８及び３０の接続点とアースとの
間に接続されたコンデンサ３２は、抵抗２８及び３０と
共動して高周波フィルタ一部を構成する。増幅器２６は
、出力端子と反転入力端子との間に接続されたＡＣ帰ぷ
ループを含んでいる。

このＡＣ帰還ループは、直−列に接続された第１及び第
２のコンデンサ３４及び３６を有し、抵抗３８がこれら
２個のコンデンサの中間の接続点をアースに接続してい
る。コンデンサ３４及び３６の直列接続と並列に接続さ
れた１０ピコフアラドのコンデンサ４０は、高周波発振
を防ぎ、そして時には、ミラーコンデンサと称されるも
のである。これまで記述された回路が全くＤＣ帰還を与
えず、斯くして、時間の経過と共に正または負の線路ヘ
トリフトしようとすることが判るであろう。その様なド
リフトを防ぎ、且つ、非常に速い低周波ロールオフを与
えるために、ＤＣ帰還を与えるための演算増幅器として
接続された第２の増幅器４２を利用する能動帰還回路が
含まれる。

増幅器２Ｇの出力端子は、抵抗４４及び抵抗４６を通っ
て増幅器４２の反転入力端子に接続されている。

この抵抗４４は、２個の並列に接続された反対方向のダ
イオード４８と５０とによって分路がつけられている。

これらのダイオ−１′４８及び５０は、大きな信号によ
る増幅器４２の飽和を減少するための４も対数増幅器応
答を与える。また、増幅器４２は、比較的に長い時定数
を有する積分器として接続されており、そして、それ自
体、出力端子と反転入力端子との間に接続されたコンデ
ンサ５２を有している。コンデンサ５２と直列に接続さ
れた抵抗５４は、この増幅器のＡＣ利得をセットする。

増幅器４２の非反転入力端子は、並列組み合わせの抵抗
５６及びコンデンサ５８を通してアースに接続されてい
る。増幅器４２の出力端子は、結合抵抗６０を通して増
幅器２６の非反転入力端子に接続されている。追加のコ
ンデンサ６２が、増幅器２６の非反転端子とアースとに
接続されており、その大きな抵抗値の抵抗器によって生
じる熱雑音を抑制する。増幅器４２によって生じる出力
信号は準アナログ帰還信号である。

第１図の電荷増幅器２４の端子Ｔにおける出力は、主と
して、トランスデユーサ１０が関連づけられた人間の呼
吸によって生しるトランスデユーサ１０上の電荷の電位
変化の増幅されたものである。然しなから、その信号に
は、監視されている人間の６博率を示す若干高い周波数
の信号も重なっている。実際の試験では、第１図の回路
は、６０Ｈｚの送電線によって生じる外来の信号や無線
局の信号やその他外界で一般に存在する電子雑音を取り
除くのに極めて実用的であることが判った。第１図の回
路を構成するには、次の値が使用された。ここでＲは抵
抗を表し、Ｃはコンデンサを示す。

Ｒ２１＋　　　　　　　　　　　１０ＭΩＲＩＯＬＭΩ Ｒ，、ＬＭΩ Ｒ，、ＩＯＭΩ Ｒａｈ　　　　　　　　　　　　４．７ＭΩＲ５，ＩＫ
Ω Ｒ５＆　　　　　　　　　　　１０ＭΩＲｂｏ　　　　
　　　　　　　１０ＭΩＲ２゜　　　　　　　　　　Ｉ
ＯＭΩ Ｃ２１０，００１、＋７　ｒ Ｃｚ３０．０ＯＩＪｌ　ｒ Ｃｓｚ　　　　　　　　　　　Ｏ，０１，ｕ　ｒｃ３．
　　　　　　　　　　　　　　　　　　　０．００１μ
　ｆＣ３６０，００１μ　ｆ Ｃ４゜　　　　　　　　　　　　　　　１ｏｐｆＣｓｚ
　　　　　　　　　　　　　　　　１０／ｊｆＣｓｓ　
　　　　　　　　　　　　　　　Ｏ，０１μ　ｒＣ６□
　　　　　　　　　　　　　　０．０１μｆＤａｓ　　
　　　　　　　　　　　　　　　　　ｌ　Ｎ　９　１　
４Ｄ、。　　　　　　　　　　　　　　　　　１Ｎ９１
４斯くして、第１図に記載された装置は、トランスデユ
ーサ１０が関連している人間により生起される呼吸及び
心得信号を増幅し、そして、これらの呼吸及び心得信号
がその中に実質的に埋められるすべての外来信号を除去
する。全体の回路は、本質的にＤＣに対してゼロの利得
をもち、そして、なおＯ，１ＩＩｚ及び１．５１１ｚの
間の非常に高い利得を有する（５０％減衰点）。高い周
波数におけるロールオフ率は、下端におけるほど早くは
ないが、約８１１２より上では、オクターブ当たり約１
２デシベルの率で降下する。実際の試験において、６０
１１ｚ及び５０１１ｚ　？ｉｉ気信分信号端子Ｔで生じ
る出力においては、取るに足らないものである。コンデ
ンサ２１及び２３と組み合わされたフェライトビーズ１
８及び２２は、殆どのＲＦ及びＡＭ無線局障害を木質的
に除去する。０．０ＩＨｚより下では、回路は、約１０
０秒の時定数を有し、従って、ＤＣ利得は、速やかに０
．０１１１２より低いゼロに降下する。第１図の回路の
重要な特色は、回路の出力を比較器へ加える前に回路の
出力を減結合（吸収）する必要がないということである
。

何故ならば、回路は、自動的に自分自身をゼロにし、そ
して、増幅器の長期のオフセットドリフト（ｏｆｆｓｅ
ｔｄｒｉｆｔ）　　が補償されるからである。この性質
の先行技術の回路では、フィルタ回路は、容量結合が必
要であり、それは、また、低周波結合のためにかなり精
密な回路を必要とする。斯くして、上記回路は、個人の
比較的低周波数の呼吸及び心得率を検出するため、及び
外来の雑音信号を除去するための独特な特質及び利点を
提供する。

次に、第２図を参照するに、患者の各呼吸サイクルの生
起があると出力信号を送るための比較器回路と異常な呼
吸を表示するための警報回路とが示されている。

また同回には、心臓の活動の関数として警報信号を変え
るための回路が図示されている。端子Ｔ゛は、第１図の
端子Ｔに対応する。増幅器２４で生じた信号は、抵抗６
４を通って比較器６６の反転入力０：１１子と結合され
ている。比較器６６は、呼吸信号上の高周波信号を更に
ろ過するため高周波分路コンデンサ６８を存している。

ブリーダ抵抗７０は、コンデンサ６８のための放電路を
与える。比較器６６の非反転入力端子は、分圧器に接続
されており、その分圧器は、基準電圧ＶＣＣとアースと
の間に直列に接続された第１及び第２の抵抗７２及び７
４から成っている。抵抗７２及び７４の値は、監視され
ている患者の動作または呼吸を示す信号を受取ると比較
器がトリップできる様に選ばれる。

比較器６６で生じた出力信号は、通常、正の電圧レベル
であるが、反転入力端子が正になるとき、即ち、監視さ
れている患者が呼吸をするか動くときは、負の電圧レベ
ルに切り換わる。

比較器６６の出力端子は、結合抵抗７６を通って、第１
及び第２のトランジスタ７８及び８０から成るＬＥＤ表
示回路へ接続されている。ＬＥＤ８２は、トランジスタ
７８のエミッタ端子とトランジスタ８０のエミッタ端子
の間に直列に接続されている。トランジスタ７８のコレ
クタ端子は、正ＴＬａＩＸｖ、Ｃに接続されており、そ
してトランジスタ８０のコレクタ端子はＶＣＣの負側に
接続されている。コンデンサ８４は、電圧ＶＣＣとＬＥ
Ｄ８２の１つの端子との間に接続されている。

比較器６６の出力信号が正レベルであるときには、トラ
ンジスタ７Ｂは導通にゲートされ、そして、トランジス
タを流れる電流は、コンデンサ８４を充電する。

比較器６６からの信号が負のレベルになると、トランジ
スタ７８は閉じられ、そして、トランジスタ８０が導通
にゲートされる。その間、コンデンサ８４に蓄積された
電荷は、ＬＥＤ８２とＬＥＤ８２を発光させるトランジ
スタ８０とを通って放電される。斯くして、回路は、監
視されている患者の動作または呼吸と連係している各事
象に対応する表示をする。

比較器６６で発生した信号は、また、圧電形式の信号表
示器であるソナラート警報装置（マロリーの商標）など
の脈動形の警報装置を付勢するための警報回路へ結合さ
れる。比較器６６からの信号は、抵抗８６を通って第２
の比較器８８の反転入力端子へ接続されている。比較器
８８の非反転入力端子は、電Ｂ　Ｖ　ｃ　ｃとアースと
の間に接続された第１及び第２の抵抗９２及び９４によ
ってブロック９０内で設定された基準レベルに接続され
ている。比較器８８が、一定の基４！電源によって作動
されてもよく、または、ブロック９６内で確立された可
変の基準ＴＬ源によって作動されてもよいことが明らか
であろう。ブロック９０または９６のいずれかの一方ま
たは他方が選ばれてもよいが、両方が同時に使用される
ことはない。ブロック９０は、比較が一定のレベルで行
われ、そしてこのレヘルが心得率の関数として補正され
ないときに用いられる。比較レベルが心得率の関数とし
て調整されることが望ましい場合には、ブロック９０に
示される回路は削除され、そして、ブロック９６に示さ
れる回路が組み入れられる。斯くして、比較器８８は、
無呼吸の間隅を検出する様にセットされ、その結果、比
較器６６によって発生したパルスは、抵抗８６及びコン
デンサ９８から成る積分器に蓄積される。抵抗８６及び
コンデンサ９８と接続した比較器８８は、本質的にイン
ターバルタイマを形成する。コンデンサ９日を充電する
ための特定数は、若し、例えば２０秒など予め決められ
た間隔内に呼吸事象が生じない場合には、コンデンサ９
８上の電荷が比較器８８をトリップする様にセットされ
る。

比較器８８がトリップされた時、即ちコンデンサ９８上
の電荷が非反転入力端子上の電圧よりも一層能動的にな
った時には、比較器８８の出力は、負電圧レヘルに転じ
、電流が警報器１００及び直列に接続された発光ダイオ
ード１０２を通って流れるのを可能にする。

ＬＥＤ１０２は、点灯し、それによって、警報状態を目
に見える様に表示し、そして、警報器１００は、警報状
態を可聴表示する。比較器８８の出力が負のときには、
比較器８日の非反転端子の基準電源とその入力端子との
間に接続されたダイオード１０４は、順バイアスされ、
ユニットを消勢することによって手動リセットがされる
まで警報器が止められるのを防止するためのランチとし
て動作する。この動作は、誰かが無呼吸の症状発現を知
らされるまではり七ノドを防止するための安全回路を与
える。

上述した如く、比較器６６によって生起された正の電圧
は、コンデンサ９８を充電し、そして、電荷が予め決め
られた値に達すると比較器８８の状態を変更させる。呼
吸事象が生しると、比較器６６の出力は負の値に移る。

この時、コンデンサ９８上の電荷は除去あるいは放電さ
れる。この放電は抵抗１０６及び１０８並びにダイオー
ド１１０を通じて生じる。抵抗１０６及び１０８の中間
の接合部がコンデンサ１１２を通じて負の電源ＶＳＳに
接続されていることに注目されるべきである。コンデン
サ１１２は、再開始時、即ち、電流が最初に本システム
に加えられる時に、初期設定電流を与える。コンデンサ
１１２がないと、電源が投入されるたびに本システムは
自動的に警報状態になってしまうことになる。コンデン
サ１１２は、比較器８８の反転入力を負の値にし、それ
が正の出力電圧で初期設定されることを可能にする。

次に、第２図のブロック９６中に示す回路をみると、入
力端子Ｔ゛が、演算増幅器１１４を利用する帯域フィル
タ回路に接続されていることが判る。増幅器１１４の反
転入力端子は、結合抵抗１１６及びコンデンサ１１８を
通じて端子Ｔ゛に接続されている。増幅器１１４の出力
と抵抗１１６及びコンデンサ１１８の中間の接合部との
間に接続されたコンデンサ１２０は、これら後者の素子
と共に動作してその増幅器のための帯域をセットする。

出力端子と反転入力端子との間に接続された抵抗１２２
は、ＤＣ帰還を与え、一方、抵抗１２２に並列に接続さ
せたコンデンサ１２４は、高周波発振を防止する。増幅
器１１４の非反転端子は、抵抗１２６を通じてアースに
接続されている。この帯域フィルタは、監視されている
患者の呼吸によって生じるパルスを濾過し、そして、心
得活動に対応するパルスだけを通すために、約６．８１
１ｚの中心周波数をもつ様に設計されている。前述した
様に、心得活動のパルスは、呼吸信号を変調する木質的
な正弦波として現れる。

増幅された呼吸信号は、呼吸の強さや監視されているの
者のサイズ及び向きによって、ピークピーク値で５００
ミリボルトと２ボルトとの間で振幅が変わることがある
。６搏パルスは、振幅で１００ミリボルトの範囲にあり
、そして、肺活動に重なり合っている。心臓の活動を示
す信号は、減結合コンデンサ１２８ダイオード１３０及
び１３２からなる整流回路と、次いで結合抵抗１３４と
を通って、比較器１３６の反転入力端子に結合されてい
る。抵抗１３Ｂを有しコンデンサ１４０に並列に接続さ
れたフィルタ回路は、ダイオード１３２のアノード端子
とアースとの間に接続されている。このフィルタ回路は
、約１秒の時定数をもつ積分器として動作し、それ故、
監視されている患者の心得率が増加すると、電荷は、コ
ンデンサ１４０上に生起することができる。若し、心得
率がセット値より低くなると、比較器１３６で生起した
出力信号は、負の値であることもある一層低いレヘルに
なる。そして、コンデンサ９８上の電圧と比較器８８の
出力によって生じた電圧との比較が、ずっと低い値に基
づくことを可能にし、斯くして、比較器をある減少した
呼吸間隔でＩ・リップさせる。比較器１３６がトリップ
する初期設定値は、比較器１３６の非反転端子を、負電
源ＶＳＳとアースとの間の分圧器として接続されている
第１及び第２の抵抗１４２及び１４４の中間の接合部へ
接続することによってセットされる。比較器１３６の反
転入力端子は、抵抗１４６を通って正電源ＶＣＣに接続
されており、それによって、その反転入力端子は通常概
ねアース電位に保たれる。比較Ｈ１３６の出力端子とそ
の反転入力端子との間に接続されたコンデンサ１４８は
、高周波分路を与える。

他の値をもった素子が、第２図の回路での使用のために
選択可能であるが、次に掲げるものは、好適な実施例で
使用された値を表にしたものである。

Ｒｈ４　　　　　　　　　１０にΩ Ｒ？０　　　　　　　　　１０ＭΩ Ｒ１ｚ　　　　　　　　　　ＩＯＭΩ Ｒり、　　　　　　　　　　　　　　　　１ｏｏｋ　Ω
Ｒｑｂ　　　　　　　　　　１０にΩ Ｒａｈ　　　　　　　　　　ＩＯＭΩ Ｒｑ２　　　　　　　　　　　ＬＭΩ Ｒ，、ＩＯＭΩ Ｒ＋ｏｉ　　　　　　　　　　１０にΩＲ，，１４７に
Ω Ｒ１１＆　　　　　　　　　　４．７にΩＲ目ｚ　　　
　　　　　　　ＩＯＭΩ Ｒ＋ｚｈ　　　　　　　　　ＩＯＭΩ ＲＩ３１　　　　　　　　　１０ＭΩ Ｒ１３４１００ＭΩ Ｒ１Ａ６　　　　　　　　　　　　１０ＭΩＲ，，２１
０ＭΩ Ｒ１−ＬＭΩ ｃｂ、　　　　　　　　　　　　　　０．０１μ　ｆＣ
ｇａ　　　　　　　　　　　　　１００　μ　ｆＣ１１
２０，０１μ　ｆ Ｃｑａ　　　　　　　　　　　　　　Ｏ，４７μｆＣｚ
ａ　　　　　　　　　　　　Ｏ，０４７μ　「ＣＩｚｏ
　　　　　　　　　　　　　０．２２μ丁Ｃｌ２４　　
　　　　　　　　３７０ｐｆＣ＋ｚ＠　　　　　　　　
　　　　　０．１／ｊｆＣＩ４゜　　　　　　　　　　
　　　０．１μ　ｆｃ、、、　　　　　　　　　　　　
　ｏ、ｏｔμｆ第１図及び第２図に示す装置に用いられ
る演算増幅器及び比較器の回路は、技術分野においてよ
く知られた形式のもので、異なった番号で多くの異なっ
たメーカーから入手可能である。本装置はディスクリー
ト素子を使用するものとして図示されているが、大規模
集積回路を使用して容易に実現できることは明らかであ
る。更に、装置は、心肺活動のためのモニタとして開示
されているが、装置が非動物体に連係した動作を含むト
ランスデユーサ−の一般的領域内の如何なるタイプの動
作でも検出することは明らかであろう。また、トランス
デユーサ−が唯１個の電極を使用していること、及び層
１４が静電遮蔽としてのみ動作することに注口されるべ
きである。回路は、好適な実施例であると現在考えられ
ているものを使って説明されているが、本発明の範囲か
ら離れることなしに多くの修正並びに変形が利用可能で
あることは、当該技術に精通した者には明らかであろう
。

【図面の簡単な説明】

第１図は、本発明の動作モニタから心肺活動信号を引き
出すための部分の概路線図である。第２図は、第１図の
回路によって発生した信号に応答し、及び、装置の警報
レベルを６搏率の関数として調節するための本発明のそ
の部分の概路線図である。 特許出願人　　ダイアモンド　リサーチ　グループイン
コーボレーテツじ

Claims (1)

1. 【特許請求の範囲】 １、電気的に絶縁された電荷収集層（１２）を有する静
   電荷収集器（１０）とその付近における動作による素子
   の誘電率の変化を検出する手段とを有する形式の動作検
   出器であって、該検出手段が、収電手段の付近における
   動作を示す該電荷収集器（１０）上の電荷の変化を表わ
   す個々の信号が連続したものを供給するために、該電荷
   収電集器（１０）に接続された周波数選択電荷増幅手段
   （２４）と該増幅手段（２４）の出力端子及び入力端子
   の間に接続された周波数選択帰還回路とを有し、該増幅
   手段（２４）は、予め決めた範囲の時間間隔内で起る事
   象に応じて該信号を供給し、該帰還回路は、予め決めた
   値より低い周波数で比較的高い利得を有する可変利得装
   置から成り、それによって、該増幅手段の周波数応答が
   速やかに当該予め決められた値より低くなることを特徴
   とする動作検出器。 ２、該電荷収集器（１０）が、該電荷収集層（１２）と
   実質的に同一の広がりをもち、絶縁層（１６）によって
   隔てられ、且つ、高周波バイパスフィルターを通ってア
   ースに接続されている静電遮蔽（１４）を有することを
   特徴とする特許請求の範囲第１項に記載の検出器。 ３、該増幅手段（２４）に、０．１〜１５Ｈｚの通過帯
   域を有するデュアル積分器が設けられていることを特徴
   とする特許請求の範囲第１項または第２項に記載の検出
   器。 （４）該予め決めた周波数の値が約０．１Ｈｚであるこ
   とを特徴とする特許請求の範囲第３項に記載の検出器。 （５）該増幅手段（２４）が、フェライトビーズ（２２
   ）を通って該収集層（１２）に接続され、且つ、該増幅
   手段（２４）の入力端子とアースとの間に接続されたコ
   ンデンサ（２３）を有し、それによって、該収集層（１
   ２）からの信号の高周波成分が該フェライトビーズ（２
   ２）と該コンデンサ（２３）との組合せによってろ過さ
   れることを特徴とする特許請求の範囲第１項乃至第４項
   のいずれかに記載の検出器。 ６、該検出器が、連続した該個々の信号間の時間間隔を
   比較し、及び該時間間隔の一つがプリセット間隔を超え
   た時に出力信号を発生する手段を有することを特徴とす
   る特許請求の範囲第１項乃至第５項のいずれかに記載の
   検出器。 ７、該電荷収集器（１０）が、その近くにいる人間の心
   肺活動に応じて該収集層の信号を発生するに適した形で
   あることを特徴とする特許請求の範囲第１項乃至第６項
   のいずれかに記載の検出器。 ８、該検出器が更に、肺活動を示す信号とは独立に、心
   臓の脈搏活動を示す心臓で発生した信号を検出する手段
   を有することを特徴とする特許請求の範囲第７項に記載
   の検出器。 ９、プリセット間隔を変えるために該心臓信号に応答す
   る手段を有することを特徴とする特許請求の範囲第８項
   に記載の検出器。 １０、心臓信号を検出するための該手段が帯域フィルタ
   ー回路（９６）を有することを特徴とする特許請求の範
   囲第９項に記載の検出器。 １１、該プリセット間隔変更手段が、心搏度数を示すア
   ナログ信号を発生させる積分回路手段（２４）と、該ア
   ナログ信号を基準信号と比較するための第１の値の信号
   を発生し、及び該アナログ信号が該基準信号を超えた時
   に第２の値の信号を発生する比較器手段（６６）とから
   成り、該第１及び第２の値の信号が２つの値を有する該
   プリセット間隔を定めることを特徴とする特許請求の範
   囲第８項または第９項に記載の検出器。 １２、個人の心肺活動を監視し、異常な活動を表示する
   装置であって；心肺活動を監視される個人の近くに置く
   静電荷収集素子（１０）と；該心肺活動による個人の正
   常な活動に応する、及び、その様な活動の異常な変化ま
   たは停止を示すその収集素子の誘電率の変化を監視する
   手段とから成り、且つ、該収集素子（１０）が電気的に
   絶縁され層（１６）によって隔てられた第１及び第２の
   隔たった電気的に伝導性の層（１２、１４）を有するも
   のにおいて；該監視手段は、０．１Ｈｚと１５Ｈｚとの
   間の周波数で生じる該収集素子（１０）上の静電荷の変
   化を示す出力信号を供給するために該収集素子（１０）
   に接続されたデュアル積分器（２４）と；該デュアル積
   分器（２４）の出力端子とその入力端子との間の帰還回
   路に接続された増幅器（４２）と；心肺活動の状態を表
   示するために該デュアル積分器の出力端子に接続された
   手段とから成り、且つ、該増幅器は、０．１Ｈｚより低
   い周波数で比較的高い利得を、及び、０．１Ｈｚより高
   い周波数で比較的低い利得を有し、それによって、該デ
   ュアル積分器の出力信号が、周波数０．１Ｈｚより低い
   入力信号に対して予め決められた値に実質的に止まるこ
   とを特徴とする心肺活動モニタ。 １３、肺活動率がセットされた値よりも低い時に警報表
   示をするため、監視手段が、肺活動を示す出力信号のあ
   る部分に反応する手段を有することを特徴とする特許請
   求の範囲第１２項に記載のモニタ。 １４、該セット値を心臓活動の関数として変更するため
   、監視手段が、心臓の活動を示す出力信号のある部分に
   応答する手段を有することを特徴とする特許請求の範囲
   第１３項に記載の装置。 １５、該心臓活動信号に応答する手段が、約６．８Ｈｚ
   の中心周波数を有する帯域フィルタ回路（９６）を有す
   ることを特徴とする特許請求の範囲第１４項に記載のモ
   ニタ。 １６、電気的に絶縁された電荷収集層（１２）を有する
   静電荷検出器（１０）を有する形式の非挿入型の監視手
   段を使用して、人間の心肺活動の表示する方法であって
   、該検出器（１０）の該電荷収集層（１２）上の人間の
   心肺活動によって生じる静電荷の変化を示す信号を検出
   すること；該信号を濾過して心肺活動を直接には示さな
   い成分を除去すること；人間の各肺活動の表示をする表
   示手段へ濾過された信号を供給すること；肺活動率があ
   るセット値よりも低い時に警報表示をすること；及びそ
   のセット値を人間の心臓活動率の関数として調節するこ
   とを特徴とする人間の心肺活動の表示方法。