KR940011205B1 - 심폐활동 모니터 장치 - Google Patents

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Abstract

내용 없음.

Description

심폐활동 모니터 장치
제 1 도는 동작 모니터로부터 심폐활동 신호를 추출해 내기 위한 본 발명의 부분에 대한 개략도.
제 2 도는 제 1 도의 회로에 의해 발생한 신호에 응답하고 또한 심장 박동률의 함수로서 시스템 경보 레벨을 보정하는 본 발명의 부분에 대한 개략도.
* 도면의 주요부분에 대한 부호의 설명
10 : 변환기 12 : 상부 도전성 전극
14 : 하부 도전성 정전기적 차폐 16 : 절연층
18,22 : 페라이트 비드 24 : 이중 적분기
본 발명은 주로 심-폐 동작(cardio-pulmonary motion) 모니터용 방법 및 장치에 관한 것으로, 검출기 부근의 다른 동작을 검출하는데도 사용될 수 있으며, 특히 유아의 호흡정지 증상(episodes of apnea)을 검출하기 장치에 관한 것이다.
유아가 자다가 죽은 유아사망 또는 갑작스런 유아 사망 증후군(sudden infant death syndrome : SIDS)에 대한 연구로, 일반적으로 약 한살에 이르기까지 상당한 비율의 유아들이 중추신경계(central nervous system) 반사에 문제가 있어 호흡정지라는 상태, 즉, 유아가 자다가 호흡이 멈추는 것이 밝혀졌다. 대부분의 경우에, 유아는 다시 자연스럽게 호흡하기 시작한다. 그러나, 호흡정지 기간이 과도하면, 돌이킬 수 없는 뇌 손상을 받아, 어떤 경우에는, 사망하게 된다. 비교적 부정확하기 하지만 호흡정지에 걸리기 쉬운 유아들을 판정하기 위한 임상 절차가 연구되어 왔다.
한 유아가 호흡정지에 걸리기 쉽다고 진단이 되면, 즉시 유아의 심폐 활동을 모니터하고 유아가 다시 호흡을 하도록 돕는 방법이 강구되어야 한다. 호흡정지 검사를 위해서 여러 형태의 모니터링 장치가 개발되었다. 이것들중 두드러진 것이 US-A- 4,474,185호에 발표되었다. 상기 특허 유전상수(dielectric contant)의 매우 작은 변화도 측정되고, 소정의 기간동안 동작이 정지되면 경보를 울리는 적당한 타이밍 회로와 함께 사용되는 동작 모니터를 개시하고 있다. 그러한 동작은 일반적으로 모니터되는 환자가 호흡함으로 발생하고, 그러한 호흡은 가슴 및 횡경막의 운동과 관련된다. 여기에 발표된 모니터는 본래는 보조치대 요(cotmattress) 또는 그와같은 것 위에 놓이는 패드(pad)이고 그위에 유아 또는 환자가 눕는다.
기본적인 형태에 있어서, 패드는 얇은 금속박판으로 이루어진 표면에 지그재그 박막으로 형성되어 전극을 형성하는 플라스틱 필름을 포함한다. 정전기적 차폐부는, 제 1 플라스틱 박판의 다른 표면에 결합되거나 제 2 플라스틱 박판에 결합되어 제 1 박판의 지그재그 박막을 덮어 씌우게 되는 고체 금속 박판막으로 형성된다. 이 경우에 있어서, 모니터링 장치는 절연층에 의해 분리된 한쌍의 도전층으로 된다.
전극 가까이의 유아 또는 다른 환자의 동작으로 생긴 유전상수에 있어서 변화를 검출하기 위해, 정전기적 차폐부는 전압 폴로워(voltage follower)의 출력에 연결되고, 그 입력은 전극에 연결된다. 50KHz의 출력파형을 발생하는 오실레이터(oscillator)가 마련되고, 접지되는데, 이 오실레이터는 내부 또는 공통 부동회로(floating circuit common)에 대해 접지를 펌프(pump)하여 능동 전극과 접지사이의 움직이는 물체가 변조 유전체로서 작용하고, 인가된 50KHz 반송파 신호의 진폭을 변화시킨다. 이 시스템의 단점은 모니터 패드가 접지로부터 절연되어야 하고, 시스템이 접지를 펌프하여 반송파 신호를 발생하기 위해 50KHz 오실레이터 필요로 한다는 것이다.
상기와 관련된 형태의 장치가 US-A-4,438,711호에 개시되는데 이 특허의 장치는 모니터되는 신체로부터 간격을 둔 수동 전하 변동 도전성 패드를 포함하고 그 패드내에서 전위는 신체의 이동, 예를 들면 호흡작용 또는 심장 박동으로부터 유도된다. 유도된 전위는 신체의 운동 또는 캐패시턴스내 전하 또는 도전성 패드상의 전하 분배를 나타내는 전압 출력을 발생하기 위해 증폭된다. 이 발명에서, 신체의 운동은 신체상의 전하 이동을 일으키는데, 이 전하의 이동은 패드의 도전성 물질내에서 전위를 유도한다. 또한, 개인의 신체 또는 동물의 신체는 하나의 통신망(net) 또는 적어도 축적된 전하를 가지며 신체의 움직임은 전하의 이동을 일으킨다. 상기 특허가 단일 전극 모니터를 사용하는 US-A-4,474,185호와 구별되게 종래의 많은 기술특허와 같거나 매우 비슷한 캐패시턴스 프로브(probe) 방식을 사용하지만, 상기 특허 US-A-4,438,711호에 제안된 시스템은 실용적인 시스템이 아니라는 것이 밝혀졌다. 특히, 실험을 통해 US-A-4,438,771호는 전자기 간섭에 민감하고, 결국 모든 호흡정지의 경우에 경보를 발하지 않는다는 것이 밝혀졌다. 그러한 간섭에는, 예를 들어, AM 및 FM라디오 신호, 60사이클 전력선 간섭 및 에로써 자동차 점화 시스템에서 발생하는 다른 고주파 신호가 포함된다.
본 발명은 US-A-4,474,185 및 US-A-3,973,208호에 발표된 형의 동작 모니터(motion monitor)를 사용하지만, 심폐활동을 검출하는 고유한 회로를 일체로하므로써 그러한 활동을 나타내는 신호가 다른 잡음에 완전히 섞인다 할지라도 접지를 펌프할 필요는 없다. 더우기, 본 발명에서는 모니터 되는 유아 또는 환자와 동작 모니터 사이에 접촉이 필요없다. 모니터는 환자로부터 거품 메트리스 패드(foam matress pad) 또는 이불과 같은 물질을 여러층으로 쌓아 분리된다. 종래 기술에서, 심폐기능 검출 능력이 신체상의 전하에 따른다고 하였지만, 본 발명의 모니터에서의 어떤 종류의 동작이 있다면 유도 전하 검출이 일어난다고 판정되었기 때문에, 본 출원인은 신체상의 전하로 인해 활동이 생기지는 않는다고 믿는다. 특히, 부모나 다른 사람이 환자가 모니터되는 방에 들어오면, 시스템은 실제 환자의 호흡 또는 심장 활동으로 생긴 작은 전하량을 완전히 무시할 정도로 다른 사람의 행동으로 생긴 전하를 검출한다는 것이 주목된다. 이 검출부는 대기 전위경도(atmospheric potential gradient), 즉, 해면에서는 미터당 약 2,000볼트 그리고 고도 6킬러미터에서는 미터당 약 100 내지 200볼트의 전위 경도를 발생하는 대기전체의 전계에 따라 구성된다고 생각된다. 대기 전위 경도에 관하 그러한 정보가 맥그로우 힐북 컴퍼니에서 출판한 미국 물리학 연구소, 핸드북, 제 3 판 292면에 나와 있다. 더우기 무생물의 동작도 검출된다. 예를 들어, 천천히 돌아가는 천장의 선풍기는 심폐활동 주파수 범위내에서 검출가능한 신호를 발생할 수 있다.
본 발명에서, 모니터상에 유도된 신호는 주파수 선택 전하 증폭기로 동작하는 이중 적분기(dual integrator)회로에 결합된다. 증폭기는 0.1과 15Hz 사이에서 통과대역을 갖는다. 적분기는 0.1Hz이하의 주파수 응답 롤 오프(frequency response roll off)가 매우 가파르게 되도록 매우 높은 DC 이득을 갖는 능동 궤환 회로망(active feedback network)을 포함한다. 따라서, 증폭기 출력에서 나타난 신호는 호흡 및 심작박동의 저주파 활동으로 생긴 전기역학적 변화를 나타낸다.
한 실시예에서, 심장 박동률은 시스템에 의해 검출되어, 시스템이 호흡정지의 시작을 경고하거나 표시하는 설정점(setpoint) 즉, 트립(trip point)을 변화시키는데 사용된다. 일반적으로, 시스템은 호흡 간격이 어떤 소정의 값, 예를 들면, 20초와 같은 값 이하로 떨어지는 지를 트립하기 위해 세트된다. 그러나, 환자의 심장박동률이 감소하면, 환자가 저산소증으로 고통 당하므로 경보를 발해야 함에도 불구하고, 호흡이 더 빨라져서 경보를 울리지 않는다. 따라서, 심장박동률이 악조건에서, 떨어질때 호흡이 2초에 한번씩 일어나지 않으면 경보가 울리도록 시스템은 심장박동율의 함수로써 경보 간격 설정점을 변경시킨다.
시스템은 이에 더해서 호흡경과(breathing event) 또는 심장 경과(cardiac event)와 같은 각 경과를 나타내는 출력 신호 공급용 호흡정지의 시작을 검출하는 경보 신호 공급용 표시기를 포함한다.
본 발명을 더 잘 이해하기 위해서는 첨부 도면과 관련한 이하의 상세한 설명을 참조하면 된다.
본 발명의 모니터 장치 및 방법은 사람의 작은 행동이 검출되는 여러 용도에 용융될 수 있다. 그러나, 본 발명은 자고 있는 유아의 호흡정지 모니터와 특히 호흡 및 심장박동률, 말하자면, 심폐 활동 모니터 용도로 기술 및 설명된다.
제 1 도를 보면 동작 모니터 전하 변환기(motion monitor charge transducer)가 일반적으로 10으로 도시되며 US-A-4,474,185호의 개시에 따라 양호하게 구성된다. 변환기(10)는 상부 도전성 전극 또는 층(12)과 하부 도전성 정전기적 차폐 또는 층(14)을 포함한다. 절연층(16)이 상부와 하부 도전층을 구분한다. 하부 도전층은 페라이트 비드(ferrite bead : 18)와 높은 임피던스 저항(20)을 통해 접지와 연결된다. 캐패시터(21)는 저항(20)과 병렬로 연결된다. 저항(20)이 층(14)상에 축적된 전하의 방전로를 제공할 때 페라이트 비드는 고주파수를 필터한다. 캐패시터(21)는 RF신호를 접지에서 분리시킨다. 능동 전극 또는 전극층(12)은 제 2 페라이트 비드(22)를 통해 주파수 선택 전하 증폭기 수단 또는 이중 적분기(24)의 입력단자에 연결된다. 캐패시터(23)는 비드(22)와 관련된 고주파 잡음을 분리시킨다. 증폭기 수단(24)의 연산증폭기(26)를 포함하는데, 이 증폭기는 층(12)으로부터의 신호가 높은 임피던스 입력 저항(28 ; 30)을 통해 연결되는 반전 입력 단자를 갖는다. 캐패시터(32)는 저항(28 ; 30)과 함께 동작하여 고주파 필터를 제공한다. 증폭기(26)는 출력 단자와 반전 입력 단자 사이에 연결된 AC궤환 루프를 포함한다. AC궤환 루프는 저항(38)과 함께 직렬로 접속된 제1 및 제 2 캐패시터(34 ; 36)을 포함하는데, 상기 저항은 두 캐패시터의 중간 접점을 접지에 연결시킨다. 캐패시터(34 ; 36)의 직렬 접속부와 병렬로 연결된 10 피코페럿의 캐패시터(40)는 고주파 발진을 방지하는데, 밀러 캐패시터(Miller capacitor)로 불리운다. 따라서 지금까지 설명된 회로는 DC궤환을 공급하지 않고, 시간에 따라 정 또는 부의 레일(rail)을 드리프트 한다. 그러한 드리프트를 방지하고 신속한 저주파 롤 오프를 공급하기 위해서, DC궤환 공급용 연산증폭기로서 접속된 제 2 증폭기(42)를 이용하는 능동 궤환회로가 포함된다.
증폭기(26)의 출력 단자는 저항(44) 및 저항(46)을 통해서 증폭기(42)의 반전 입력 잔자에 연결된다. 저항(44)은 역 병렬 접속의 두개의 다이오드(48 ; 50)에 의해 분로되는데, 이 다이오드들은 증폭기(42)의 대신호 포화를 감소시키기 위해서 대수와 유사한 증폭기(quasilogarithmic Amp)응답을 제공한다. 증폭기(42)는 또한 비교적 긴 시정수를 가진 적분기로서 접속되며, 그 출력 단자와 반전 입력 단자 사이에 접속된 캐패시터(52)를 포함한다. 캐패시터(52)와 직렬로 접속된 저항(54)은 상기 증폭기의 AC이득을 설정한다. 증폭기(42)의 비반전 입력 단자는 저항(56) 및 캐패시터(58)의 병렬 결합을 통해 접지에 접속된다. 증폭기(42)의 출력 단자는 커플링(coupling) 저항(60)을 통해 증폭기(26)의 비반전 입력단자에 접속된다. 다른 캐패시터(62)가 큰 레지스턴스 값의 저항에 의해 발생된 열적 잡음(thermal noise)을 억제하기 위해 증폭기(26)의 비반전 단자와 접지 사이에 접속된다. 증폭기(42)에 의해 발생된 출력 신호는 아나로그(quasi-analog) 궤환신호이다.
제 1 도의 단자 T에서의 전하 증폭기(24)의 출력은 주로, 변환기(10)와 연결된 사람의 호흡에 의해 생긴 변환기(10)상의 전하 전위에서 증폭된 변화이다. 그러나, 모니터되는 사람의 심장박동률을 나타내는 어느 정도의 고주파 신호가 상기 출력 신호에 겹쳐진다. 실제 실험에서, 제 1 도의 회로는 60Hz 전력선에서 발생한 외부 노이즈 신호와 라디오 방송국 신호 및 일반적으로 공중에서 활동가능한 다른 전자 노이즈 신호를 소거(stripe out)하는데 매우 실용적이라는 것이 알려졌다. 제 1 도의 회로를 구성하는데, 다음의 값이 사용되었는데, 여기서 R은 저항을 나타내고 C는 캐패시터를 가리킨다.
Ohms
R2810M
R301M
R381M
R4410M
R464.7M
R541K
R5610M
R6010M
R2010M
C210.001uf
C230.001uf
C320.01uf
C340.001uf
C360.001uf
C4010pf
C5210uf
C580.01uf
C620.01uf
D481N914
D501N914
제 1 도에서 설명된 장치는 변환기(10)와 연결된 사람에게서 생긴 호흡 및 심장신호를 증폭시키고 그 호흡 및 심장신호가 기본적으로 묻히게 되는 모든 외부 신호를 제거한다. 전체 회로는 기본적으로 DC에 대해서 이득이 0이지만, 0.1Hz와 1.5Hz(오십퍼센트 감쇄점)사이에서는 상당히 높은 이득을 갖는다. 상단 주파수(the upper end)에서 롤 오프율은 하단 주파수에서 만큼 급격하지는 않지만, 약 8Hz 이상에서는 옥타브당 약 12db의 율로 떨어진다. 실제 실험에서, 60Hz 및 50Hz 전력 신호는 단자 T에서 발생한 출력에 맞지 않는다. 캐패시터(21 ; 23)과 결합된 페라이트 비드(18 ; 22)는 대부분의 RF 및 AM라디오 방송국 간섭신호를 제거한다. 0.01Hz이하에서, 상기 회로는 DC이득이 0.01Hz이하 0으로 급격히 떨어지도록 대략 100초의 시정수를 갖는다. 제 1 도에서 회로의 주요 특징은 회로가 자동적으로 0이 되고 증폭기의 장기 오프셋트 드리프트(long term offset drift)가 보상되기 때문에, 회로의 출력을 비교기에 인가하기 전에 그 출력을 분리할 필요가 없다는 것이다. 이러한류의 종래 기술의 회로에서, 필터회로 망은 용량성 결합이 요구되고, 저주파 결합에 매우 정교한 회로를 요한다. 따라서 전술한 회로는 비교적 낮은 주파수를 갖는 사람의 호흡 및 심장 박동률을 검출하는데, 그리고 외부 잡음 신호를 제거하는데 독특한 특징과 장점을 가지고 있다.
이제 제 2 도를 참조하면, 환자의 각 호흡 사이클이 발생할 때마다 출력신호를 공급하는 비교기 회로와 이상 호흡을 표시하는 경보회로가 도시된 것을 볼수 있다. 또한 심장활동의 함수로서 경보신호 레벨을 변화시키는 회로가 도시되었다. 단자 T'은 제 1 도의 단자 T에 해당한다. 증폭기(24)에서 발생한 신호는 저항(64)을 통해 비교기(66)의 반전 입력 단자로 접속된다. 비교기(66)는 호흡 신호 위의 임의의 고주파 신호를 더 필터하기 위한 고주파 분로(shunt) 캐패시터(68)를 포함한다. 블리이더 저항(bleeder resistor ; 70)은 캐패시터(68)의 방전로를 제공한다. 비교기(66)의 비반전 입력 단자는 기준 전압 Vcc와 접지 사이에 직렬로 연결된 제1 및 제 2 저항(72 ; 74)을 포함하는 분압기 회로에 연결된다. 저항(72 : 74)의 값은 비교기가 모니터되는 환자의 움직임 또는 호흡을 나타내는 신호를 수신하도록 선택된다. 비교기(66)에서 발생한 출력 신호는 보통 정의 전압 레벨에 있지만, 반전 입력 단자의 입력이 정으로 되면, 말하자면, 모니터되는 환자가 호흡을 하거나 움직이면 부의 전압 레벨로 바뀐다.
비교기(66)의 출력 단자는 결합 저항(76)을 통해서 제1 및 제 2 트랜지스터(78 ; 80)를 포함하는 LED표시 회로에 접속된다. LED(82)는 트랜지스터(78)의 에미터 단자와 트랜지스터(80)의 에미터단자 사이에 직렬로 접속된다. 트랜지스터(78)의 콜렉터 단자는 정의 전압원 Vcc에 연결되고 트랜지스터(80)의 콜렉터 단자는 부의 전압원 Vss에 연결된다. 캐패시터(84)는 전압 Vss와 LED(82)의 한 단자 사이에 접속된다. 비교기(66)의 출력신호가 정의 레벨일 때, 트랜지스터(78)는 도통되고 트랜지스터를 통한 전류는 캐패시터(84)를 충전시킨다. 비교기(66)의 신호가 부의 레벨로 되면 트랜지스터(78)가 쇼트되어서 트랜지스터(80)가 도통된다. 그 시간동안 캐패시터(84)에 충전된 LED(82)와 LED(82)를 발광하게끔하는 트랜지스터(80)를 통해 방전된다. 그래서, 회로는 모니터되는 환자의 움직임 또는 호흡과 관련된 각 경우에 해당하는 표시를 제공한다.
비교기(66)에서 발생한 신호는 또한 압전형 표시기(annunciator)인 소날렛트(Sonalert ; 말로리의 상표)경보와 같은 맥동형 경보를 여기시키는 경보 회로에 결합된다. 비교기(66)의 신호는 저항(86)을 통해서 제 2 비교기(88)의 반전 입력 단자에 결합된다. 비교기(88)의 비-반전 입력 단자는 전압원 Vcc와 접지 사이에 직렬로 연결된 제1 및 제 2 저항(92 ; 94)에 의해 블록(90)내에 설치된 기준레벨에 접속된다. 비교기(88)가 고정 기준 전원(90)에 의해 동작되거나 블록(96)내에서 설치된 가변 기준 전원으로부터 동작하는 것은 명백하다. 블록(90 ; 96)중 하나가 선택되고 동시에 두개가 사용되지는 않는다. 블록(90)은 비교가 고정 레벨이고 심장박동률의 함수로 고정되지 않을 때 사용된다. 심장 박동률의 함수로서 비교 레벨을 보정하는 것이 바람직한 경우에, 블록(90)에 도시된 회로는 제거되고 블록(96)에 도시된 회로가 사용된다.
그래서, 비교기(88)는 호흡정지 간격을 검출하기 위해 세트되고, 비교기(66)에서 발생한 펄스는 저항(86) 및 캐패시터(98)를 포함하는 적분기내에 축적된다. 비교기(88)는 기본적으로 저항(86) 및 캐패시터(98) 더불어 간격 타이머를 형성한다. 캐패시터(98)를 충전시키기 위한 시정수는 호흡이 소정의 간격, 예를 들면 20초와 같은 간격내에 일어나지 않으면 캐패시터(98)상의 전하가 비교기(88)를 차단하도록 세트된다. 비교기(88)가 차단되면, 말하자면 캐패시터(98)상의 전압이 비반전 입력 단자상의 전압보다 더 정으로 될때, 비교기(88)의 출력은 전류가 경보기(100) 및 직렬로 접속된 발광 다이오드(102)를 통하도록 부의 전압 레벨로 바뀐다. LED(102)는 빛을 내어 경보상태의 시각 표시를 제공하고, 경보기(100)는 경보 상태의 청각 표시를 제공한다. 비교기(88)의 출력이 부일때, 비교기(88)의 비반전 단자에서의 기준 전압원과 그 출력 단자 사이의 다이오드(104)는 순방향으로 바이어스되고, 유니트에 에너지 공급을 끊어 수동 리세트가 수행될때까지 경보가 꺼지지 않도록 래치(latch)로서 동작한다. 이 동작은 누군가 호흡정지를 통보받을 때까지 회로가 리세트되지 않도록 보호한다.
상술한 바와 같이, 비교기(66)에서 발생한 정의 전압은 캐패시터(98)를 충전시키고 전하가 소정의 값에 이르르면, 비교기(88)로 하여금 상태 변화시키도록 한다. 호흡이 발생할때, 비교기(66)의 출력은 부의 값으로 된다. 이때, 캐패시터(98)상의 전하는 제거 즉, 방전된다. 방전은 저항(106, 108) 및 다이오드(110)를 통해 일어난다. 저항(106 ; 108)의 중간 접합부가 캐패시터(112)를 통해 부의 전압부 Vss에 접속되는 것을 주목해야 한다. 캐패시터(112)는 재기동시 말하자면, 전력이 시스템에 처음으로 인가될때 초기치 설정 전류(initialising current)를 공급한다. 캐패시터(112)가 없으면, 시스템은 전력이 인가될때마다, 자동으로 경보상태로 된다. 캐패시터(112)는 입력을 부의 값으로 반전시키는 비교기(88)로 하여금 그 입력을 정의 출력전압으로 초기화되게 한다.
이제 제 2 도의 블록(96)에 도시된 회로를 보면 입력단자 T'은 연산 증폭기(114)를 이용하여 대역 통과필터 회로에 접속된다. 증폭기(114)의 반전 입력단자는 결합저항(116) 및 캐패시터(118)를 통해 단자 T'에 접속된다. 증폭기(114)의 출력과 저항(116) 및 캐패시터(118)의 중간 접합부 사이에 접속된 캐패시터(120)는 상기 소자들과 함께 증폭기의 대역을 세트하도록 동작한다. 저항(122)과 병렬로 접속된 캐패시터(124)가 고주파 발진을 방지하며 출력 단자와 반전 입력 단자 사이에 연결된 저항(122)은 DC궤환을 제공한다. 증폭기(114)의 비반전 단자는 저항(126)을 통해서 접지에 접속된다. 대역 필터는 모니터되는 환자의 호흡에 의해 발생한 펄스를 필터하고 심장 활동에 해당하는 펄스만을 통과하기 위해서, 약 6.8Hz의 중심 주파수를 갖도록 설계된다. 전술한 바와 같이, 심장 박동은 본질적으로 호흡 신호를 변조시키는 사인파로서 나타난다. 증폭된 호흡 신호는 모니터되는 환자의 호흡 강도, 크기 및 방향에 의존하여 500밀리볼트와 2볼트 사이에서 진폭이 변한다. 심장 박동은 진폭이 100밀리볼트의 범위에 있고, 폐활동에 중첩된다. 심장활동을 나타내는 신호는 디커플링 캐패시터(128) 및 다이오드(130 ; 132)를 포함하는 정류회로를 통과하고 다시 결합저항(134)을 통해 비교기(136)의 반전 입력단자에 결합된다. 저항(138)과 그에 병렬로 접속된 캐패시터(140)를 포함하는 필터 회로는 다이오드(132)의 애노드 단자와 접지 사이에 접속된다. 필터 회로는 모니터되는 환자의 심장 박동률이 증가함에 따라 전하가 캐패시터(140)에 충전되도록 대강 1초의 시정수를 갖는 적분기로 동작한다. 심장 박동률이 세트된 값 이하로 내려가면, 비교기(136)에 의해 발생된 출력신호는 부의 값인 낮은 레벨로 바뀌어져서, 캐패시터(98)의 전압과 비교기(88)의 출력에 의해 발생된 전압을 매우 낮은 값에 근거하여 비교가 이루어져 감소된 호흡 시간 간격에서 비교기가 차단된다. 비교기(136)가 차단되는 초기값은 비교기(136)의 비반전 단자를 부의 전압원 Vss와 접지 사이의 분압기로서 접속되는 제1 및 제 2 저항(142 ; 144)의 중간 접합점에 연결함으로 세트된다. 비교기(136)의 반전 입력 단자는 저항(146)을 통해 정의 전압원 Vcc에 접속되므로써 반전 입력 단자가 대략 접지 전위에서 정상적으로 유지된다. 비교기(136)의 출력 단자와 그 반전 입력 단자 사이에 접속된 캐패시터(148)는 고주파 분로를 제공한다.
제 2 도 회로에서, 다른 소자값이 사용될 수 있기는 하지만 양호한 실시예에서 다음 도표의 값이 사용된다.
Ohms
R6410k
R 10M
R7210M
R74100k
R7610k
R8610M
R921M
R9410M
R10610k
R1047k
R1164.7k
R12210M
R12610M
R13810M
R134100k
R14610M
R14210M
R1441M
C680.01uf
C84100uf
C1120.01uf
C980.47uf
C1180.047uf
C1200.22uf
C124370of
C1280.1uf
C1400.1uf
C1480.0uf
제 1 도 및 2도에 도시된 장치내에서 사용된 연산증폭기 및 비교기 회로는 본 분야에 공지된 형태이며, 다른 수치를 이용하는 여러 제작자로부터 입수가능하다. 상기 시스템은 별개의 소자를 사용한 것으로 도시되었지만, 이 시스템은 대규모 집적 회로를 사용해서 쉽게 수행할 수 있다. 더우기, 상기 시스템이 심폐 활동용 모니터로 개시되었지만, 이 시스템은 무생물의 동작을 포함해서, 변환기의 범용영역내의 임의 형태의 동작도 검출할 수 있다. 또한 변환기는 단일 전극만을 사용하고, 층(14)은 정전 차폐부로만 동작된다. 본 발명의 회로가 현재는 양호한 실시예로 기술된다 할지라도, 본 기술에 숙련된 사람이라면 본 발명의 범위에서 벗어나지 않는 다면 많은 수정 및 변형을 할 수 있다.

Claims (12)

  1. 인간의 활동을 비침습적으로(non-invasively) 모니터하도록, 전기 절연 전하 수집층(12)을 가지고정전 전하 수집기(10) ; 상기 전하 수집층의 근처에서 인간의 정상적 심폐 활동 주파수에서 전하 수집층상의 정전 전하의 변화를 나타내는 증폭신호(T, T')를 발생하는 증폭수단(24) ; 인간의 폐활동을 나타내는 신호를 생성하도록 상기 증폭된 신호의 제 1 특성을 검출하기 위한 제 1 검출수단(64 내지 74, 86, 106 내지 112) ; 인간의 각각의 폐활동 표시를 제공하는 지시기 수단(76 내지 84) 및 상기 폐활동 신호에 응답하여 상기 폐활동이 임계량이하일때 경보 표시를 제공하는 경보수단(88, 100 내지 104)를 포함하는 모니터 장치에 있어서, 상기 증폭신호의 제 2 특성을 검출하여 인간의 심장활동을 나타내는 신호를 생성하는 제 2 검출수단(96)을 포함하며, 상기 경보수단은 상기 심장 활동 신호에 응답하여 그 신호에 따라 상기 임계량을 변화시키는 것을 특징으로 하는 장치.
  2. 제 1 항에 있어서, 상기 제 2 검출수단은 상기 제 2 특성이 인간의 정상 심장활동 주파수를 커버하는 주파수 범위에서 상기 증폭신호의 성분을 나타내도록 대역 필터를 포함하는 것을 특징으로 하는 장치.
  3. 제 2 항에 있어서, 상기 필터는 약 6.8Hz의 중심 주파수를 가지는 대역 필터인 것을 특징으로 하는 장치.
  4. 제 1 항에 있어서, 상기 제 2 검출수단은 상기 제 2 특성을 적분하는 수단(138, 140)을 포함하는 것을 특징으로 하는 장치.
  5. 제 1 항에 있어서, 상기 제 1 검출수단은 상기 제 1 특성이 인간의 정상 폐활동의 주파수를 커버하는 주파수 범위에서 상기 증폭신호의 성분을 나타내도록 저역 필터(64, 68)를 포함하는 것을 특징으로 하는 장치.
  6. 제 5 항에 있어서, 상기 제 1 검출수단은 상기 제 1 특성을 적분하는 수단(86, 98)을 포함하는 것을 특징으로 하는 장치.
  7. 제 6 항에 있어서, 상기 적분 수단은 캐패시터(98)을 포함하는 것을 특징으로 하는 장치.
  8. 제 1 항에 있어서, 상기 증폭수단은 그 주파수응답이 소정치 이하로 신속히 떨어지도록 상기 소정치 이하의 주파수에서 비교적 고이득을 가지는 궤환회로(42 내지 62)를 포함하는 것을 특징으로 하는 장치.
  9. 제 8 항에 있어서, 상기 증폭수단 및 궤환회로는 함께 0.1 내지 15Hz의 통과대역을 가지는 것을 특징으로 하는 장치.
  10. 제 6 항 또는 제25항에 있어서, 상기 궤환회로는 궤환회로의 대 신호 이득을 증가시켜 상기 증폭수단의 대 신호이득을 감소시키는 수단(44, 48, 50)을 포함하는 것을 특징으로 하는 장치.
  11. 제 1 항에 있어서, 상기 정전 전하 수집기는 상기 전하 수집층에 실질적으로 공동으로 광범하게 미치며(co-extensive)절연층(16)에 의해 상기 수집층과 떨어진 정전 차폐부(14)를 포함하며, 상기 정전 차폐부는 고주파 바이패스 필터(20, 21)에 의해 접지에 접속되는 것을 특징으로 하는 장치.
  12. 제 1 항에 있어서, 상기 장치는 상기 경보 수단이 심장 활동 신호에 따라 임계량을 변화시키도록 상기 심장 활동 신호에 응답하는 제 1 모드와 상기 경보 수단이 심장 활동 신호에 응답치 않으며, 임계량이 고정된 제 2 모드에서 선택적으로 동작 가능한 것을 특징으로 하는 장치.
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