JPH0796028B2 - 医療用体液排出量測定装置 - Google Patents
医療用体液排出量測定装置Info
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- JPH0796028B2 JPH0796028B2 JP1325504A JP32550489A JPH0796028B2 JP H0796028 B2 JPH0796028 B2 JP H0796028B2 JP 1325504 A JP1325504 A JP 1325504A JP 32550489 A JP32550489 A JP 32550489A JP H0796028 B2 JPH0796028 B2 JP H0796028B2
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- A—HUMAN NECESSITIES
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Description
【発明の詳細な説明】 ［産業上の利用分野］ 本発明は医療用体液排出量測定装置、特に手術後の患者
体外へ排出される尿等の体液排出量を自動的に連続測定
する測定装置の改良に関する。
体外へ排出される尿等の体液排出量を自動的に連続測定
する測定装置の改良に関する。
［従来の技術］ 臨床治療、特に外科的手術において、患者体液の体外排
出量をモニタすることは極めて重要であり、患者から排
出（流出）される血液あるいは尿等の体液排出量の測定
は患者の回復状態を知る上で主要なデータを提供してい
る。例えば、開腹手術後の患者の尿排出量は術後の身体
の回復状態を知る手掛りとして広く用いられている。
出量をモニタすることは極めて重要であり、患者から排
出（流出）される血液あるいは尿等の体液排出量の測定
は患者の回復状態を知る上で主要なデータを提供してい
る。例えば、開腹手術後の患者の尿排出量は術後の身体
の回復状態を知る手掛りとして広く用いられている。
従来、前述した体液排出量の測定としては、例えば、メ
スシリンダ付きの袋状容器に排出体液を貯溜してこれを
人手により計量及び記録する方法（特開昭46−16464
号、特開昭57−166147号）が知られている。
スシリンダ付きの袋状容器に排出体液を貯溜してこれを
人手により計量及び記録する方法（特開昭46−16464
号、特開昭57−166147号）が知られている。
更に、従来の他の排出量測定としては、例えば排出され
た尿を、一旦容器に貯溜し、これを液滴として排尿容器
へ移し、このときの液滴量を計測することが行われ（特
開昭57−57524号）、実用化されている。
た尿を、一旦容器に貯溜し、これを液滴として排尿容器
へ移し、このときの液滴量を計測することが行われ（特
開昭57−57524号）、実用化されている。
また、他の従来装置としては、排尿容器を計量秤に乗せ
て、排尿量を知る方法（特開昭60−203237号、特開昭63
−71008号）が周知である。
て、排尿量を知る方法（特開昭60−203237号、特開昭63
−71008号）が周知である。
［発明が解決しようとする課題］ しかしながら、前述したいずれの体液排出量測定装置あ
るいは方法においては、いずれも人手の補助を必要と
し、特に術後の測定に際しては長時間、例えば、１日単
位で前記排出量変化のデータを採集する必要があり、こ
のような長時間に渡る人手の補助は実際上極めて困難な
作業を課するという問題があった。
るいは方法においては、いずれも人手の補助を必要と
し、特に術後の測定に際しては長時間、例えば、１日単
位で前記排出量変化のデータを採集する必要があり、こ
のような長時間に渡る人手の補助は実際上極めて困難な
作業を課するという問題があった。
すなわち、前述したメスシリンダによる測定方式では、
一定時間毎に必ず看護人等によるメスシリンダの交換が
必要であり、更に、この交換頻度を多くするときには作
業者の労力を著しく増大させるという問題があった。
一定時間毎に必ず看護人等によるメスシリンダの交換が
必要であり、更に、この交換頻度を多くするときには作
業者の労力を著しく増大させるという問題があった。
また、前記液滴計測方式では、液滴発生用細管が尿中の
懸濁物でつまりを生じるという問題があり、測定不能状
態が生じやすい欠点があった。
懸濁物でつまりを生じるという問題があり、測定不能状
態が生じやすい欠点があった。
また、計量秤を用いる方式では、尿の比重変化によって
測定精度が低下するという欠点があり、また測定装置が
大掛かりとなるため、設備の大型化及び高価格化が問題
となっていた。
測定精度が低下するという欠点があり、また測定装置が
大掛かりとなるため、設備の大型化及び高価格化が問題
となっていた。
従って、従来において、上記従来の課題を解決するため
の簡単な構造で、かつ自動化可能な連続体液排出量測定
装置が望まれていた。
の簡単な構造で、かつ自動化可能な連続体液排出量測定
装置が望まれていた。
本発明は上記従来の課題に鑑みなされたものであり、そ
の目的は、簡便安価にして人手を不要としない連続測定
可能な改良された医療用体液排出量測定装置を提供する
ことにある。
の目的は、簡便安価にして人手を不要としない連続測定
可能な改良された医療用体液排出量測定装置を提供する
ことにある。
［課題を解決するための手段］ 上記目的を達成するために、本発明は、患者体外へ排出
される体液を貯溜する貯溜断面積既知の体液貯溜槽と、
前記体液貯溜槽内部に装着され表面に抵抗値が既知の抵
抗体が長手方向に沿って設けられた抵抗センサと、前記
抵抗センサに測定電流を供給する電源部と、前記体液貯
溜槽内で体液に浸漬されていない抵抗センサの抵抗値を
検出して液深さから体液排出量を測定する測定部と、前
記測定部の体液排出量を表示する表示部と、を含み、体
液排出量変化を電気的に連続測定することを特徴とす
る。
される体液を貯溜する貯溜断面積既知の体液貯溜槽と、
前記体液貯溜槽内部に装着され表面に抵抗値が既知の抵
抗体が長手方向に沿って設けられた抵抗センサと、前記
抵抗センサに測定電流を供給する電源部と、前記体液貯
溜槽内で体液に浸漬されていない抵抗センサの抵抗値を
検出して液深さから体液排出量を測定する測定部と、前
記測定部の体液排出量を表示する表示部と、を含み、体
液排出量変化を電気的に連続測定することを特徴とす
る。
また、本発明は、前記測定部は体液貯溜量が所定値を越
えたときに警報信号を出力することを特徴とする。
えたときに警報信号を出力することを特徴とする。
更に本発明は、前記測定部には一定時間毎に短時間前記
抵抗センサへの電流供給及び測定作用を行わせる計時部
が設けられていることを特徴とする。
抵抗センサへの電流供給及び測定作用を行わせる計時部
が設けられていることを特徴とする。
［作用］ 従って、本発明によれば、患者、特に術後の患者体外へ
排出される体液は単に体液貯溜槽で貯溜しながらその貯
溜深さを抵抗センサの抵抗値変化によって測定し、この
液深さと予め既知の貯溜槽断面積から排出量を連続的に
測定可能であり、例えば、一定時間毎の排出量を間欠的
に測定することにより、患者の術後回復状態を無人で自
動測定することが可能となる。
排出される体液は単に体液貯溜槽で貯溜しながらその貯
溜深さを抵抗センサの抵抗値変化によって測定し、この
液深さと予め既知の貯溜槽断面積から排出量を連続的に
測定可能であり、例えば、一定時間毎の排出量を間欠的
に測定することにより、患者の術後回復状態を無人で自
動測定することが可能となる。
また、本発明によれば、前記体液貯溜槽に貯溜される体
液量が所定値を越えたときには確実に警報作用を行い、
貯溜槽のオーバフローあるいは電気滴測定部と患者との
接触を確実に防止可能である。
液量が所定値を越えたときには確実に警報作用を行い、
貯溜槽のオーバフローあるいは電気滴測定部と患者との
接触を確実に防止可能である。
更に、本発明によれば、前記抵抗センサへの電流供給及
び測定作用は一定時間毎にごく短時間のみ行うことによ
り、消費電流の少ない電池駆動型の測定装置を提供可能
である。
び測定作用は一定時間毎にごく短時間のみ行うことによ
り、消費電流の少ない電池駆動型の測定装置を提供可能
である。
［実施例］ 以下、図面に基づいて本発明の好適な実施例を説明す
る。
る。
第１図には本発明に係る医療用体液排出量測定装置を手
術後の患者の尿排出量測定装置に用いた概略的な構成が
示されている。
術後の患者の尿排出量測定装置に用いた概略的な構成が
示されている。
図において、体液貯溜槽10はガラスあるいはプラスチッ
クの円筒状あるいは角柱状の透明容器からなり、患者に
接続された尿採取パイプ12から供給される排出尿を貯溜
することができ、実施例において、この貯溜槽10自体デ
ィスポーザブルとすることが好適である。
クの円筒状あるいは角柱状の透明容器からなり、患者に
接続された尿採取パイプ12から供給される排出尿を貯溜
することができ、実施例において、この貯溜槽10自体デ
ィスポーザブルとすることが好適である。
前記体液貯溜槽10はその断面積が既知であり、実際上、
その深さ方向で等しい断面積に構成されている。
その深さ方向で等しい断面積に構成されている。
前記貯溜槽10の内部には抵抗センサ14が装着されてお
り、実施例において、この抵抗センサ14は貯溜槽10の内
壁に貼着固定され、その長手方向が略鉛直方向となるよ
うにその固定位置が定められている。
り、実施例において、この抵抗センサ14は貯溜槽10の内
壁に貼着固定され、その長手方向が略鉛直方向となるよ
うにその固定位置が定められている。
第２図には、前記抵抗センサ14の好適な実施例が示され
ており、センサ基板16は比較的軟質の例えばポリエステ
ルフィルムからなり、前記貯溜槽10の内壁には両面テー
プ等を用いて貼着固定されている。
ており、センサ基板16は比較的軟質の例えばポリエステ
ルフィルムからなり、前記貯溜槽10の内壁には両面テー
プ等を用いて貼着固定されている。
前記抵抗センサ14の露出側表面には抵抗体が設けられて
おり、実施例において、この抵抗体は２列に間隙をもっ
て配設されたカーボン抵抗体18,20からなり、前記基板1
6上に塗布あるいは厚膜印刷により形成されている。
おり、実施例において、この抵抗体は２列に間隙をもっ
て配設されたカーボン抵抗体18,20からなり、前記基板1
6上に塗布あるいは厚膜印刷により形成されている。
実施例から明らかな如く、前記両カーボン抵抗体18,20
には導電性銀ペーストからなる電極22,24が接続されて
おり、後述するコネクタにより電源部及び測定部との電
気的な接続が図られている。
には導電性銀ペーストからなる電極22,24が接続されて
おり、後述するコネクタにより電源部及び測定部との電
気的な接続が図られている。
実施例において、前記センサ基板16には前記両電極22,2
4と並列的にショート電極26が形成されており、前記コ
ネクタに抵抗センサ14が接続されていることを測定部に
よって検知可能である。
4と並列的にショート電極26が形成されており、前記コ
ネクタに抵抗センサ14が接続されていることを測定部に
よって検知可能である。
第１図に戻って、前記抵抗センサ14にはコネクタ28が接
続された状態が示され、実際の使用状態においては、測
定完了後に、各抵抗センサ14はコネクタ28から外されて
廃棄処分され、抵抗センサ14自体もディスポーザブルに
構成されている。
続された状態が示され、実際の使用状態においては、測
定完了後に、各抵抗センサ14はコネクタ28から外されて
廃棄処分され、抵抗センサ14自体もディスポーザブルに
構成されている。
前記コネクタ28はケーブル30を介して電源、測定及び表
示部32に接続され、実施例においては、この電源、測定
及び表示部32は内蔵した電池により駆動され、これによ
って、商用交流電源を用いることなく、医療用測定装置
として患者に何らの危険も与えることがないという利点
を有する。
示部32に接続され、実施例においては、この電源、測定
及び表示部32は内蔵した電池により駆動され、これによ
って、商用交流電源を用いることなく、医療用測定装置
として患者に何らの危険も与えることがないという利点
を有する。
前記電源、測定及び表示部32には必要に応じて外部接続
機器、例えばプリンタ34が接続可能である。
機器、例えばプリンタ34が接続可能である。
第１図から明らかな如く、電源、測定及び表示部32には
液晶等による表示部36が設けられ、また使用者によって
制御される操作スイッチ38,40,42,44が設けられ、それ
ぞれラン（スタート）、ストップ、リセット及びクリア
スイッチを構成している。また、警報用ブザー46は貯溜
槽10のオーバーフロー等に起因する警報を発する。
液晶等による表示部36が設けられ、また使用者によって
制御される操作スイッチ38,40,42,44が設けられ、それ
ぞれラン（スタート）、ストップ、リセット及びクリア
スイッチを構成している。また、警報用ブザー46は貯溜
槽10のオーバーフロー等に起因する警報を発する。
第３図には本発明に係る測定装置の全体的な回路構成が
示され、前記抵抗センサ14に対して、電源部48及び測定
部50、表示部36、操作部52そしてデータ転送部54を含
む。
示され、前記抵抗センサ14に対して、電源部48及び測定
部50、表示部36、操作部52そしてデータ転送部54を含
む。
前記電源部48は、実施例において、装置を搬送可能に電
池駆動するための電池56、この電池電圧を安定化する定
電圧回路58、電源制御部60そして交流信号発生部62を含
み、電池56から供給される直流電圧を交流信号発生部62
の発振作用によって交流電圧に変換して前記抵抗センサ
14の抵抗体へ測定電流として供給する。
池駆動するための電池56、この電池電圧を安定化する定
電圧回路58、電源制御部60そして交流信号発生部62を含
み、電池56から供給される直流電圧を交流信号発生部62
の発振作用によって交流電圧に変換して前記抵抗センサ
14の抵抗体へ測定電流として供給する。
もちろん、本発明において、抵抗センサ14へ供給される
測定電流はこのような交流信号ばかりでなく、直流電流
をパルス状に供給することも可能である。
測定電流はこのような交流信号ばかりでなく、直流電流
をパルス状に供給することも可能である。
前記測定部50はCPU等からなる制御・演算部64を含み、
前記抵抗センサ14から得られた出力は貯溜液深さに対応
する深さ信号としてインピーダンス測定部66によって電
気的なアナログ処理が施された後、AD変換器68によって
デジタル信号に変換され、このデジタル出力を前記制御
・演算部64がデジタル演算を行う。
前記抵抗センサ14から得られた出力は貯溜液深さに対応
する深さ信号としてインピーダンス測定部66によって電
気的なアナログ処理が施された後、AD変換器68によって
デジタル信号に変換され、このデジタル出力を前記制御
・演算部64がデジタル演算を行う。
前記制御・演算部64は電源制御部60へ信号を供給して、
抵抗センサ14への電流供給を制御し、また電源部48にお
ける電源電圧は常時制御・演算部64によって監視されて
いる。
抵抗センサ14への電流供給を制御し、また電源部48にお
ける電源電圧は常時制御・演算部64によって監視されて
いる。
実施例において、測定部50には制御・演算部64によって
求められた排出量測定値を記憶する記憶部70が設けら
れ、この記憶部70は実施例においては、例えばRAMある
いはE2ROM等からなる。
求められた排出量測定値を記憶する記憶部70が設けら
れ、この記憶部70は実施例においては、例えばRAMある
いはE2ROM等からなる。
更に、測定部50には計時部72が設けられ、後述するよう
に、一定時間毎に短時間測定を行い、その他の待ち時間
では測定作用を中断して電池消耗を著しく低下させ、長
寿命でありながら、確実な測定を長期間に渡って行うこ
とのできる測定装置を可能としている。
に、一定時間毎に短時間測定を行い、その他の待ち時間
では測定作用を中断して電池消耗を著しく低下させ、長
寿命でありながら、確実な測定を長期間に渡って行うこ
とのできる測定装置を可能としている。
前記表示部36は前述した如く液晶表示装置等からなる
が、もちろん、前記表示部36は任意の表示形態を取り得
る。
が、もちろん、前記表示部36は任意の表示形態を取り得
る。
前記操作部52は、使用者によって、装置のスタート、終
了あるいは初期設定を行うために用いられ、例えばキー
ボード等を含むが、もちろん簡単な測定装置として構成
する場合、前記第１図に示した各スイッチ38〜44のみに
て構成することも可能である。
了あるいは初期設定を行うために用いられ、例えばキー
ボード等を含むが、もちろん簡単な測定装置として構成
する場合、前記第１図に示した各スイッチ38〜44のみに
て構成することも可能である。
前記データ転送部54は、制御・演算部64にて求められた
体液排出量をデータ伝送するための装置であり、例えば
RS232C仕様による伝送装置として構成されている。
体液排出量をデータ伝送するための装置であり、例えば
RS232C仕様による伝送装置として構成されている。
本発明における体液排出量測定装置の好適な実施例は以
上の構成からなり、以下にその測定原理及び作用を詳細
に説明する。
上の構成からなり、以下にその測定原理及び作用を詳細
に説明する。
周知の如く、患者から排出される尿等の体液は電解質を
含んだ体液からなり、比較的良好な導電体を形成すると
共に、その電解質濃度に応じた抵抗値を有し、体液の種
類によって固有の抵抗値を予め知ることができる。
含んだ体液からなり、比較的良好な導電体を形成すると
共に、その電解質濃度に応じた抵抗値を有し、体液の種
類によって固有の抵抗値を予め知ることができる。
以上のことから、前述した第１図に示される体液貯溜槽
10に抵抗センサ１を装着し、これに排出体液を貯溜すれ
ば、前記抵抗センサ14の第２図に示された近傍して絶縁
状態で並列配置された抵抗体18,20は体液にて導通され
ることが理解され、またこのときの導通抵抗は、前述し
た如く、既知の抵抗値となる。特に、尿等においては、
前記固有抵抗は十分に低い値、例えば比抵抗にして100
Ω・cm程度を示し、前記カーボン抵抗体18,20の抵抗値
をこれよりも十分に大きな値、例えば100kΩ程度に設定
すれば、殆ど体液の抵抗値を無視して両抵抗体18,20が
体液に浸漬された深さで導通されることとなる。
10に抵抗センサ１を装着し、これに排出体液を貯溜すれ
ば、前記抵抗センサ14の第２図に示された近傍して絶縁
状態で並列配置された抵抗体18,20は体液にて導通され
ることが理解され、またこのときの導通抵抗は、前述し
た如く、既知の抵抗値となる。特に、尿等においては、
前記固有抵抗は十分に低い値、例えば比抵抗にして100
Ω・cm程度を示し、前記カーボン抵抗体18,20の抵抗値
をこれよりも十分に大きな値、例えば100kΩ程度に設定
すれば、殆ど体液の抵抗値を無視して両抵抗体18,20が
体液に浸漬された深さで導通されることとなる。
すなわち、体液貯溜状態で前記抵抗センサの抵抗値は液
深さに比例することが理解される。従って、前記体液貯
留槽はその断面積が既知であることから、抵抗測定から
貯溜された体液排出量を求めることが可能となる。
深さに比例することが理解される。従って、前記体液貯
留槽はその断面積が既知であることから、抵抗測定から
貯溜された体液排出量を求めることが可能となる。
このような抵抗測定による液深さ及び排出量測定は、電
気的な処理によって自動測定を可能とし、任意時点にお
ける排出量を連続的あるいは間欠的に任意に測定し得る
という利点がある。
気的な処理によって自動測定を可能とし、任意時点にお
ける排出量を連続的あるいは間欠的に任意に測定し得る
という利点がある。
また、前記貯溜槽10及び液体センサ14自体は安価に構成
できるので、これら体液と接触する機器をディスポーザ
ブル化し、取扱いの容易なかつ看護人への二次汚染を生
じさせない安全性の高い測定装置を提供可能である。
できるので、これら体液と接触する機器をディスポーザ
ブル化し、取扱いの容易なかつ看護人への二次汚染を生
じさせない安全性の高い測定装置を提供可能である。
次に、第４、５及び６図に基づいて、抵抗センサ14の抵
抗測定方法について説明する。
抗測定方法について説明する。
実施例における抵抗測定は、抵抗センサ14の抵抗体18,2
0へ交流信号を供給して行い、この交流信号は、実施例
において電池56の直流電圧を交流信号発生部62発振作用
によって交換することによって得られ、例えば振幅1V、
周波数10kHzの正弦波からなる。第４図には抵抗測定回
路の要部が示されており、交流信号発生部62の交流信号
が抵抗センサ14へ供給され、このときの抵抗センサ14の
抵抗値Zsが、インピーダンス測定部66の差動増幅器80の
出力Voutとして得られる。
0へ交流信号を供給して行い、この交流信号は、実施例
において電池56の直流電圧を交流信号発生部62発振作用
によって交換することによって得られ、例えば振幅1V、
周波数10kHzの正弦波からなる。第４図には抵抗測定回
路の要部が示されており、交流信号発生部62の交流信号
が抵抗センサ14へ供給され、このときの抵抗センサ14の
抵抗値Zsが、インピーダンス測定部66の差動増幅器80の
出力Voutとして得られる。
前記増幅器80には抵抗R0,Rs及びRfが図示の如く接続さ
れており、この結果、前記測定出力Voutは以下の式で求
められる。
れており、この結果、前記測定出力Voutは以下の式で求
められる。
（但し、Zs,Z0＜＜Rs） 第５図には貯溜槽10内における前記カーボン抵抗体18,2
0の体液内浸漬による抵抗値Zsの等価的な模式図が示さ
れ、前述した如く体液内の抵抗値ｒは著しく小さい値で
あるので、殆ど無視することができ、一方、液深さδの
変化によって両カーボン抵抗体18,20は略液面位置で導
通される結果となり、それぞれの液上抵抗R18,R20は前
記液深さδに依存することが理解される。
0の体液内浸漬による抵抗値Zsの等価的な模式図が示さ
れ、前述した如く体液内の抵抗値ｒは著しく小さい値で
あるので、殆ど無視することができ、一方、液深さδの
変化によって両カーボン抵抗体18,20は略液面位置で導
通される結果となり、それぞれの液上抵抗R18,R20は前
記液深さδに依存することが理解される。
第６図には液深さδに対する前記第４図に示した出力Vo
utの変化特性が示され、非線形ではあるが、図示の如き
予め既知の変化特性を示し、これによって電気的な排出
量測定を可能とする。
utの変化特性が示され、非線形ではあるが、図示の如き
予め既知の変化特性を示し、これによって電気的な排出
量測定を可能とする。
以上のようにして得られた液深さに比例した出力Voutは
インピーダンス測定部66に含まれている整流回路から第
３図のAD変換部68に供給され、実施例においては、AD変
換部を構成するV/F変換器により、Voutすなわち液深さ
に比例した周波数の矩形波として出力される。
インピーダンス測定部66に含まれている整流回路から第
３図のAD変換部68に供給され、実施例においては、AD変
換部を構成するV/F変換器により、Voutすなわち液深さ
に比例した周波数の矩形波として出力される。
このデジタル出力は制御・演算部64を構成する、例えば
８ビットのマイクロコンピュータにて演算され、例えば
マイクロコンピュータに内蔵されたイベントカウンタで
計数されることにより、液深さデータとして取り込まれ
る。
８ビットのマイクロコンピュータにて演算され、例えば
マイクロコンピュータに内蔵されたイベントカウンタで
計数されることにより、液深さデータとして取り込まれ
る。
前記制御・演算部64は前記液深さデータを予め記憶部70
に記憶されている貯溜槽断面積データから貯溜槽10に排
出貯溜されている体液排出量を演算する。
に記憶されている貯溜槽断面積データから貯溜槽10に排
出貯溜されている体液排出量を演算する。
従って、本実施例によれば、任意時期において、抵抗セ
ンサ14の抵抗値を測定することによってそのときの排出
量を直ちに求めることが可能となる。
ンサ14の抵抗値を測定することによってそのときの排出
量を直ちに求めることが可能となる。
測定部50は前述した如く計時部72を含み、実施例におい
て発振器、、カウンタ及び分周器からなる計時部72は測
定経過データを出力し、前記排出量とこの経過時間から
排出体液の積質量あるいは一定時間毎の増分演算を行う
ことができる。
て発振器、、カウンタ及び分周器からなる計時部72は測
定経過データを出力し、前記排出量とこの経過時間から
排出体液の積質量あるいは一定時間毎の増分演算を行う
ことができる。
更に、前記操作部52からの操作指令により、過去の増分
量表示あるいはメモリに格納されている測定データのク
リア、測定データのデータ転送等が行われ、また表示部
36での測定データ表示が制御可能である。
量表示あるいはメモリに格納されている測定データのク
リア、測定データのデータ転送等が行われ、また表示部
36での測定データ表示が制御可能である。
前記操作部52からの指令に対応するために前記制御・演
算部64の出力は記憶部70に順次記憶されており、必要に
応じて記憶データが読み出される。
算部64の出力は記憶部70に順次記憶されており、必要に
応じて記憶データが読み出される。
もちろん、このような測定データはデータ転送部12から
通信回線に出力され、あるいはプリンタに送給され、印
字情報として患者の術後経過診断に用いられる。
通信回線に出力され、あるいはプリンタに送給され、印
字情報として患者の術後経過診断に用いられる。
前記表示部36は、例えば７セグメント８桁のLCD、デー
タラッチ回路及びLCD駆動回路から構成され、制御・演
算部64から供給されるデータを表示し、また、この表示
部36には警報発音機能が設けられている。
タラッチ回路及びLCD駆動回路から構成され、制御・演
算部64から供給されるデータを表示し、また、この表示
部36には警報発音機能が設けられている。
前述した第１図の表示部36は測定経過時間及び積算排出
液量を示している。
液量を示している。
本発明において、前記表示部36に設けられた警報発音機
能は、体液貯溜槽の貯溜量が所定値を越えたときに、貯
溜槽10の交換を促すために好適であり、これによって貯
溜槽10のオーバフローを未然に防止し、体液の溢出によ
る二次汚染事故等が防止され、また通常の場合、患者に
接続されるパイプ12を介して患者と排出液とが接触する
ことを防止している。
能は、体液貯溜槽の貯溜量が所定値を越えたときに、貯
溜槽10の交換を促すために好適であり、これによって貯
溜槽10のオーバフローを未然に防止し、体液の溢出によ
る二次汚染事故等が防止され、また通常の場合、患者に
接続されるパイプ12を介して患者と排出液とが接触する
ことを防止している。
このような警報発音作用は、前記制御・演算部64が測定
した液深さを常時記憶部70に予め記憶されている基準深
さと比較することにより行われ、この液深さが基準深さ
を越えたときに警報発音作用が行われ、貯溜槽10が効果
的に交換される。
した液深さを常時記憶部70に予め記憶されている基準深
さと比較することにより行われ、この液深さが基準深さ
を越えたときに警報発音作用が行われ、貯溜槽10が効果
的に交換される。
もちろん、このような貯溜槽10の交換が行われても、制
御・演算部64は新たな貯溜槽10に対してそれまでの積算
データを継続して用いることも可能である。
御・演算部64は新たな貯溜槽10に対してそれまでの積算
データを継続して用いることも可能である。
本発明において、排出量の測定は測定開始から連続的に
休みなく行うことも可能であるが、もちろん本発明にお
いてこの測定を一定のサンプリングタイミング毎に間欠
的に行うことも可能であり、このために、前記計時部72
の計時信号が用いられる。このようなサンプリングタイ
ミングによる測定は、例えば１時間に１回排出量測定を
行い、かつ、このごく短時間の測定時にのみ前記電源部
48及び測定部50への電圧供給を制限すれば、電流消費量
を著しく低減することが可能となる。
休みなく行うことも可能であるが、もちろん本発明にお
いてこの測定を一定のサンプリングタイミング毎に間欠
的に行うことも可能であり、このために、前記計時部72
の計時信号が用いられる。このようなサンプリングタイ
ミングによる測定は、例えば１時間に１回排出量測定を
行い、かつ、このごく短時間の測定時にのみ前記電源部
48及び測定部50への電圧供給を制限すれば、電流消費量
を著しく低減することが可能となる。
このようなスタンバイ動作の採用は、電池駆動される装
置に対して大きな省電効果を果たすことができるが、一
方において、サンプリングタイミングでの電圧印加時の
初期不安定状態を生じさせ、実施例においては、制御・
演算部64は第７図のフローチャートで示される如き、初
期過渡期間経過後に測定を行う遅延機能が設けられてい
る。
置に対して大きな省電効果を果たすことができるが、一
方において、サンプリングタイミングでの電圧印加時の
初期不安定状態を生じさせ、実施例においては、制御・
演算部64は第７図のフローチャートで示される如き、初
期過渡期間経過後に測定を行う遅延機能が設けられてい
る。
第７図Ａで示される起動時刻t0にて測定トリガ信号が立
ち上がると、交流信号発生部62の発振作用が行われ、第
７図Ｂに示される如く、その発振出力が所定の起動特性
に従って立ち上がる。
ち上がると、交流信号発生部62の発振作用が行われ、第
７図Ｂに示される如く、その発振出力が所定の起動特性
に従って立ち上がる。
前記時刻t0から、第７図Ｃに示されるCPUの計数動作が
開始され、所定の初期遅延時間例えば10m秒経過後の時
刻t1に達すると、第７図Ｄに示される信号取込み及び演
算書込み動作が行われ、このとき、出力Voutは第７図Ｅ
の如き立ち上がり特性を示しているので、その初期過渡
状態が過ぎた安定した状態での出力が取り込まれる。
開始され、所定の初期遅延時間例えば10m秒経過後の時
刻t1に達すると、第７図Ｄに示される信号取込み及び演
算書込み動作が行われ、このとき、出力Voutは第７図Ｅ
の如き立ち上がり特性を示しているので、その初期過渡
状態が過ぎた安定した状態での出力が取り込まれる。
以上のようにして、データ取込み及び演算書込みが完了
すると時刻t2において測定トリガ信号がリセットされ、
各回路がスタンバイ状態に復帰する。
すると時刻t2において測定トリガ信号がリセットされ、
各回路がスタンバイ状態に復帰する。
従って、本発明によれば、間欠的に信号を取込みなが
ら、かつ安定した排出量変化の記録が可能となる。
ら、かつ安定した排出量変化の記録が可能となる。
前述した実施例においては、抵抗センサに対して交流信
号が供給されているが、もちろん、本発明において、直
流パルス信号を抵抗センサに供給して、このときの抵抗
値に比例した直流電圧を測定することも可能である。
号が供給されているが、もちろん、本発明において、直
流パルス信号を抵抗センサに供給して、このときの抵抗
値に比例した直流電圧を測定することも可能である。
このような直流パルスによる測定は、例えばパルス立ち
下がり時における抵抗測定電圧の一定電圧までの立ち下
がり時間を測定すること、あるいはパルス立ち下がり時
における一定時間経過後の立ち下がり電圧自体を検出す
るいずれの方法も採用可能である。
下がり時における抵抗測定電圧の一定電圧までの立ち下
がり時間を測定すること、あるいはパルス立ち下がり時
における一定時間経過後の立ち下がり電圧自体を検出す
るいずれの方法も採用可能である。
［発明の効果］ 以上説明したように、本発明によれば、体液貯溜槽の液
深さを前記貯溜槽内に装着した抵抗センサの抵抗値変化
により電気的に行うので、自動的にかつ連続あるいは間
欠的に測定が可能となり、人手を要することなく、簡便
に患者の体液排出量データを記録可能である。
深さを前記貯溜槽内に装着した抵抗センサの抵抗値変化
により電気的に行うので、自動的にかつ連続あるいは間
欠的に測定が可能となり、人手を要することなく、簡便
に患者の体液排出量データを記録可能である。
また、本発明によれば、前記体液貯溜槽及び抵抗センサ
は安価に構成され、これらの体液と接触する機器をディ
スポーザブルとすることによって、二次感染あるいは患
者への悪影響を確実に除去することが可能である。
は安価に構成され、これらの体液と接触する機器をディ
スポーザブルとすることによって、二次感染あるいは患
者への悪影響を確実に除去することが可能である。
第１図は本発明に母る医療用体液排出量測定装置の好適
な実施例を示す概略説明図、 第２図は第１図の実施例における抵抗センサの具体的な
構造を示す説明図、 第３図は本発明に係る実施例の回路構成を示す説明図、 第４図は前記実施例における測定回路図、 第５図は前記実施例における体液に浸漬された低抗体の
効果的な模式図、 第６図は本実施例における液深さと測定値との特性図、 第７図は間欠的に測定するときの起動時タイミングチャ
ート図である。 10……体液貯溜槽 14……抵抗センサ 18,20……カーボン抵抗体 48……電源部 50……測定部
な実施例を示す概略説明図、 第２図は第１図の実施例における抵抗センサの具体的な
構造を示す説明図、 第３図は本発明に係る実施例の回路構成を示す説明図、 第４図は前記実施例における測定回路図、 第５図は前記実施例における体液に浸漬された低抗体の
効果的な模式図、 第６図は本実施例における液深さと測定値との特性図、 第７図は間欠的に測定するときの起動時タイミングチャ
ート図である。 10……体液貯溜槽 14……抵抗センサ 18,20……カーボン抵抗体 48……電源部 50……測定部
───────────────────────────────────────────────────── フロントページの続き (72)発明者 久万田 明 京都府長岡京市天神２丁目26番10号 株式 会社村田製作所内 (72)発明者 松尾 研志 京都府長岡京市天神２丁目26番10号 株式 会社村田製作所内 (72)発明者 落合 千貴 京都府長岡京市天神２丁目26番10号 株式 会社村田製作所内 (72)発明者 山崎 茂雄 京都府長岡京市天神２丁目26番10号 株式 会社村田製作所内 (72)発明者 木村 正明 大阪府大阪市中央区道修町４丁目３番６号 小林製薬株式会社内 (72)発明者 郡谷 直行 福井県福井市毛矢１丁目６番23号 江守商 事株式会社内 (56)参考文献 特開 昭58−46960（ＪＰ，Ａ) 特公 昭63−24699（ＪＰ，Ｂ２)
Claims (3)
- 【請求項１】患者体外へ排出される体液を貯溜する貯溜
断面積既知の体液貯溜槽と、 前記体液貯溜槽内部に装着され表面に抵抗値が既知の抵
抗体が長手方向に沿って設けられた抵抗センサと、 前記抵抗センサに測定電流を供給する電源部と、 前記体液貯溜槽内で体液に浸漬されていない抵抗センサ
の抵抗値を検出して液深さから体液排出量を測定する測
定部と、 前記測定部の体液排出量を表示する表示部と、を含み、 体液排出量変化を電気的に連続測定することを特徴とす
る医療用体液排出量測定装置。 - 【請求項２】請求項（１）記載の測定装置において、 前記測定部は体液貯溜量が所定値を越えたときに警報信
号を出力することを特徴とする医療用体液排出量測定装
置。 - 【請求項３】請求項（１）記載の測定装置において、 前記測定部には一定時間毎に短時間前記抵抗センサへの
電流供給及び測定作用を行わせる計時部が設けられてい
ることを特徴とする医療用体液排出量測定装置。
Priority Applications (4)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| JP1325504A JPH0796028B2 (ja) | 1989-12-15 | 1989-12-15 | 医療用体液排出量測定装置 |
| EP19900124039 EP0432772B1 (en) | 1989-12-15 | 1990-12-13 | A body fluid excretion measurement apparatus for medical application |
| DE1990625725 DE69025725T2 (de) | 1989-12-15 | 1990-12-13 | Medizinische Vorrichtung zum Messen der von einem Lebewesen abgeschiedenen Flüssigkeitsmenge |
| US07/890,286 US5226313A (en) | 1989-12-15 | 1992-05-26 | Body fluid excretion measurement apparatus for medical application |
Applications Claiming Priority (1)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| JP1325504A JPH0796028B2 (ja) | 1989-12-15 | 1989-12-15 | 医療用体液排出量測定装置 |
Publications (2)
| Publication Number | Publication Date |
|---|---|
| JPH03184558A JPH03184558A (ja) | 1991-08-12 |
| JPH0796028B2 true JPH0796028B2 (ja) | 1995-10-18 |
Family
ID=18177616
Family Applications (1)
| Application Number | Title | Priority Date | Filing Date |
|---|---|---|---|
| JP1325504A Expired - Lifetime JPH0796028B2 (ja) | 1989-12-15 | 1989-12-15 | 医療用体液排出量測定装置 |
Country Status (3)
| Country | Link |
|---|---|
| EP (1) | EP0432772B1 (ja) |
| JP (1) | JPH0796028B2 (ja) |
| DE (1) | DE69025725T2 (ja) |
Cited By (1)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| JP2010532217A (ja) * | 2007-07-05 | 2010-10-07 | バクスター・インターナショナル・インコーポレイテッド | 導電性接触を用いる透析流体測定システム |
Families Citing this family (3)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| NL9301449A (nl) * | 1993-08-20 | 1995-03-16 | Uritel Bv | Meetsysteem en meetsensor voor het meten van de hoeveelheid urine. |
| JP2012029791A (ja) * | 2010-07-29 | 2012-02-16 | Kurume Univ | 陰圧治療装置とその制御方法 |
| CH712638B1 (de) * | 2016-06-30 | 2020-07-15 | Wunderli Electronics Ag | Messverfahren und Messvorrichtung für eine Flüssigkeitsmeldeanlage. |
Citations (1)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| JP6324699B2 (ja) | 2013-10-22 | 2018-05-16 | 国立大学法人東京海洋大学 | 光電極及びその製造方法、並びに該光電極を備えた海洋微生物燃料電池 |
Family Cites Families (4)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| DE2330033C3 (de) * | 1973-06-13 | 1979-04-26 | Winfrid Dipl.-Ing. 6500 Mainz Vaulont | Meßgerät zur Bestimmung der Harnmenge und Harnflußrate bei urologischen Untersuchungen |
| DE2500094C3 (de) * | 1975-01-03 | 1979-03-22 | Richard Wolf Gmbh, 7134 Knittlingen | Gerät zur elektrischen Messung von Urinströmmengen |
| JPS5347868A (en) * | 1976-08-20 | 1978-04-28 | Beck Walter | Method of and apparatus for monitoring flow of liquid fed or discharged regularly or irregularly |
| DE3140485A1 (de) * | 1981-10-12 | 1983-04-28 | Jagenberg-Werke AG, 4000 Düsseldorf | Einrichtung zur abgabe sehr kleiner fluessigkeitsmengen |
-
1989
- 1989-12-15 JP JP1325504A patent/JPH0796028B2/ja not_active Expired - Lifetime
-
1990
- 1990-12-13 DE DE1990625725 patent/DE69025725T2/de not_active Expired - Lifetime
- 1990-12-13 EP EP19900124039 patent/EP0432772B1/en not_active Expired - Lifetime
Patent Citations (1)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| JP6324699B2 (ja) | 2013-10-22 | 2018-05-16 | 国立大学法人東京海洋大学 | 光電極及びその製造方法、並びに該光電極を備えた海洋微生物燃料電池 |
Cited By (2)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| JP2010532217A (ja) * | 2007-07-05 | 2010-10-07 | バクスター・インターナショナル・インコーポレイテッド | 導電性接触を用いる透析流体測定システム |
| JP2014131739A (ja) * | 2007-07-05 | 2014-07-17 | Baxter Internatl Inc | 導電性接触を用いる透析流体測定システム |
Also Published As
| Publication number | Publication date |
|---|---|
| DE69025725T2 (de) | 1996-09-19 |
| JPH03184558A (ja) | 1991-08-12 |
| DE69025725D1 (de) | 1996-04-11 |
| EP0432772B1 (en) | 1996-03-06 |
| EP0432772A1 (en) | 1991-06-19 |
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