JPH0755221B2 - 心肺その他の活動の動作モニタ - Google Patents

心肺その他の活動の動作モニタ

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JPH0755221B2
JPH0755221B2 JP61258716A JP25871686A JPH0755221B2 JP H0755221 B2 JPH0755221 B2 JP H0755221B2 JP 61258716 A JP61258716 A JP 61258716A JP 25871686 A JP25871686 A JP 25871686A JP H0755221 B2 JPH0755221 B2 JP H0755221B2
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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ど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
ーセントの約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、或る場合には死亡
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。この様な活動は、一般に、
監視されている患者の呼吸に起因し、そして、この様な
呼吸は、胸及び横隔膜の活動と連係している。そこで開
示されたモニタは、本質的には、ベッドマットレスなど
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パッド（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
隔をおいた１対の伝導層として構成されている。
電極の近く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、入力が電
極に接続されている電圧フォロワの出力に接続される。
50KHz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。正電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、発振器がアースをポンピン
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、この装置を、ア
ースをポンピングすることにより搬送信号をつくるため
に50KHz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。後者特許の装置は、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
受動電荷変化伝導パッド（passive charge variation c
onductive 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4,438,771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
て警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置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
出し得る独特な回路を組み入れることで、アースにポン
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患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、
例えばフォームマットレスのパッドまたは掛ぶとんの様
な材料のいくつかの層で患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
って生じ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
ローヒル・ブックカンパニー発行のアメリカン・インス
テテュート・オブ・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
ているオーバーヘッドファンは、心肺活動の周波数範囲
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
選択電荷増幅器として動作するデュアル積分回路に接続
される。増幅器は、0.1と15Hz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
に速くするため、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
吸や心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、心搏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（トリップ点）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、患者の心搏率が減
少しても、呼吸は一層早くなり、動作するようにされる
べきであって警報装置の動作は行われない。従って、心
搏率が低くなり、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、心搏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
下に本発明を詳細に説明する。
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。然しなが
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
ジュ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。このトランスデューサ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。絶縁層16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（呼吸）する。増幅手段24は、高インピーダ
ンス入力抵抗28及び30を通って層12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
ルター部を構成する。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帰還ループを含んでいる。こ
のAC帰還ループは、直列に続された第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ピコファラド
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、時間経過
と共に正または負の線路へド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26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。これらのダイオード48
及び50は、大きい信号による増幅器42の飽和を減少する
ための準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、トランスデューサ10が関連づけられた人間の呼吸に
よって生じるトランスデューサ10上の電荷の電位変化の
増幅されたものである。然しながら、その信号には、監
視されている人間の心搏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、60
Hz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。
R28 10MΩ R30 1MΩ R38 1MΩ R44 10MΩ R46 4.7MΩ R54 1KΩ R56 10MΩ R60 10MΩ R20 10MΩ C21 0.001μｆ C23 0.001μｆ C32 0.01μf C34 0.001μｆ C36 0.001μｆ C40 10pf C52 10μｆ C58 0.01μf C62 0.01μf D48 1N914 D50 1N914 斯くして、第１図に記載された装置は、トランスデュー
サ10が関連している人間により生起される呼吸及び心搏
信号を増幅し、そして、これらの呼吸及び心搏信号がそ
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に対してゼロ利得をも
ち、そして、なお、0.1Hz及び1.5Hz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8Hzより
上では、オクターブ当たり約12デシベルの率で降下す
る。実際の試験において、60Hz及び50Hz電気信号は、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との組み合わされたフェライト
ビーズ18及び22は、殆どのRF及びAM無線局障害を本質的
に除去する。0.01Hzより下では、回路は、約100秒の時
定数を有し、従って、DC利得は、速やかに0.01Hz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（呼
吸）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（offsetdrift）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搏
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
図には、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64を通って
比較器66の反転入力端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を有している。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74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、正電源Vc
cに接接続されており、そしてトランジスタ80ののコレ
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LED82の１つの端子との間に接続されてい
る。比較器60の出力信号が正レベルであるときには、ト
ランジスタ78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称する表示をする。
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
脈動作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、電源Vcc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
の基準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電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、そしてこのレベルが心搏率の関数と
して補正されないときに用いられる。比較レベルが心搏
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、無呼吸の間隔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98を充電するためのの
時定数は、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98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、負電圧レベルに転じ、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88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
されるまで警報器が止められるのを防止するためのラッ
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リセットを防止するためのの安全
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
象が生じると、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、心搏活動に対応するパルスだけを通す
ために、約6.8Hzの中心周波数をもつ様に設計されてい
る。前述した様に、心搏活動のパルスは、呼吸信号を変
調する本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患者のサイズ及び向
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。心搏パルスは、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133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搏率が増加すると、電
荷は、コンデンサ140上に生起することができる。若
し、心搏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
ベルになる。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
た呼吸間隔でトリップさせる。比較器136がトリップす
る初期設定値は、比較器136の非反転端子と、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。比較器136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。
R64 10kΩ R70 10MΩ R72 10MΩ R74 100kΩ R76 10kΩ R86 10MΩ R92 1MΩ R94 10MΩ R106 10kΩ R108 47kΩ R116 4.7kΩ R122 10MΩ R126 10MΩ R136 10MΩ R134 100MΩ R146 10MΩ R142 10MΩ R144 1MΩ C68 0.01μf C84 100μｆ C112 0.01μf C98 0.47μf C118 0.047μｆ C120 0.22μf C124 370pf C128 0.1μｆ C140 0.1μｆ C148 0.01μf 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ューサ
ー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、トランスデューサーが唯
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目されるべきである。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略線図である。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
レベルを心搏率の関数として調節するための本発明のそ
の部分の概略線図である。
───────────────────────────────────────────────────── フロントページの続き (51)Int.Cl.6 識別記号 庁内整理番号 ＦＩ 技術表示箇所 Ｇ０１Ｈ 1/06 8117−2Ｇ

Claims (10)

    【特許請求の範囲】
  1. 【請求項１】近傍のヒトの肺の活動を無害で監視する装
    置であって、 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、 監視されるヒトの肺の活動により引き起こされる前記電
    荷収集層（12）における静電荷の変化に応じて増幅信号
    を作る増幅手段（24〜62）と、 前記増幅信号の第１の特徴を検出して、当該ヒトの肺の
    活動を代表する第１信号を作る第１検出手段（64〜74、
    86、106〜112）と、 前記肺の活動を示す指示手段（76〜84）と、 前記肺の活動信号に応答して、前記肺の活動信号が所定
    のしきい値より低くなると、当該ヒトの異常な肺の活動
    を示すアラーム信号を作るアラーム手段（88、100〜10
    4）とを、 有するものであって、 前記増幅信号の第２の特徴を検出して、監視されている
    当該ヒトの心臓の活動を代表する第２信号を作る第２検
    出手段（96）が設けられ、且つ、 前記アラーム信号が、監視されている患者の肺の活動の
    変化に応じて自動的に生じるように、前記しきい値を調
    節するために、前記アラーム手段（88、100〜104）が前
    記第２信号にも応答することを特徴とする装置。
  2. 【請求項２】前記第２検出手段（96）が中心周波数が約
    6.8Hzのバンドパスフィルタを有し、前記第２検出手段
    により検出される前記第２の特徴がヒトの通常の心臓の
    活動に対応する周波数帯域内の増幅された信号の一部で
    あることを特徴とする特許請求の範囲第１項記載の装
    置。
  3. 【請求項３】前記第１及び第２検出手段が前記増幅され
    た信号の前記第１及び第２の特徴をそれぞれ積分する手
    段を有することを特徴とする特許請求の範囲第１項又は
    第２項記載の装置。
  4. 【請求項４】前記増幅手段（24〜62）が所定値以下の周
    波数で高ゲインを有するフィードバック回路（48〜62）
    を有していて、前記増幅器の周波数レスポンスが前記所
    定値以下で急激に落ちるようになっていることを特徴と
    する特許請求の範囲第１項乃至第３項のいずれか１つに
    記載の装置。
  5. 【請求項５】前記増幅手段とフィードバック回路が全体
    として0.1から15Hzの間のパスバンドを有する特許請求
    の範囲第４項記載の装置。
  6. 【請求項６】前記フィードバック回路が前記フィードバ
    ック回路の大信号ゲインを増加させる手段を有し、前記
    増幅器の前記大信号ゲインを減少させるようにした特許
    請求の範囲第４項または第５項記載の装置。
  7. 【請求項７】前記電荷収集器（10）が実質的に前記電荷
    収集層（12）と同一の外延を有し、絶縁層（16）によっ
    て前記電荷収集層（12）から隔てられた静電シールド
    （14）を有し、前記静電シールド（14）は、高周波バイ
    パスフィルタを通して、接地されていることを特徴とす
    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
    装置。
  8. 【請求項８】前記増幅手段（24）がフェライトビーズ
    （22）を介して前記電荷収集層（12）に接続され、前記
    増幅手段（24）の入力端子と接地の間に接続されたコン
    デンサ（23）を有し、前期電荷収集層（12）からの信号
    中の高周波成分を前記フェライトビーズ（22）とコンデ
    ンサ（23）の組み合わせによって、ろ過するよう構成さ
    れていることを特徴とする特許請求の範囲第１項乃至第
    ７項のいずれかに記載の装置。
  9. 【請求項９】前記アラーム手段が前記肺の活動を示す信
    号の連続する個々の信号間の時間長を相互に比較する手
    段を有し、前記時間長の一つが所定長を超えたときに出
    力信号を発生させるよう構成され、かつ前記所定長が前
    記心臓の活動を監視する前記第２検出手段により作られ
    る前記第２信号に応答して可変であることを特徴とする
    特許請求の範囲第１項乃至第８項のいずれかに記載の装
    置。
  10. 【請求項１０】心摶を代表するアナログ信号を作りだす
    ための積分器（114）と、前記アナログ信号を参照信号
    と比較するための第１値信号を作り、前記アナログ信号
    が前記参照信号を超えたときに第２値信号を発生させる
    ための比較手段（136）を有し、前記第１値及び第２値
    信号が二つの値を有する前記所定長を与えるものである
    こと特徴とする特許請求の範囲第９項記載の装置。
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