JPS5915617Y2 - 患者監視装置 - Google Patents

Description

【考案の詳細な説明】 本考案は患者監視装置、特に除細動器と心電計の機能を
具備する装置に関する。

心臓が細動状態に至ると、心臓の筋肉は不規則な方向に
収縮し心臓は血液のポンプ作用を営めず、血液を体内に
送り込むことができなくなる。

しかしながら、心臓に電流パルスを与えることにより通
常の同期状態に復帰させることができることがある。

このパルス信号は除細動器により与えられる。

パルス信号は患者の胸部上のある位置に配置されたパド
ル電極を介してコンデンサの充電々荷を放電させること
により発生される。

この放電動作は心臓に逆に悪影響を与えることがあるか
ら、心臓が正常動作に復帰したことを知る必要がある。

このため、パドル電極またはＥＣＧ（心電計）電極から
心起電力信号が得られ、そしてこの信号はオシロスコー
プのような表示装置に心電図波形を描くために使用され
る。

オシロスコープに与えるための心起電力信号がパドル電
極により得られる場合、パドル電極間の電圧が零に復帰
するのに、放電パルスの発生後約５秒かかる。

この期間中、前記電圧は十分に大きく、そのためオシロ
スコープの電子ビームの基線はオフ・スケールとなり、
何らの波形も観測することができない。

心起電力信号がＥＣＧ電極から得られる場合も同様なこ
とが起る。

除細動器による放電パルスの発生後、１秒、１．５秒、
３秒のような期間中に、心臓は数個の鼓動をなし、そし
てまた細動状態になるかもしれない。

このような場合には、さらにパルス信号を与えることは
無益であり、患者を蘇生させるためには化学物質の注入
のような他の方法が必要とされる。

上述したようなほぼ５秒間オシロスコープに何らの波形
も表われない場合には、このつかの間の鼓動を観測する
ことができず、その結果余分なパルス信号が与えられる
ことになる。

また化学的方法が用いられねばならないことに気付くの
があまりにも遅くなってしまう。

本考案は上記欠点に鑑みなされたもので、前記パルス信
号の主なエネルギーが低周波数領域に存在することに着
目し、前記パルス信号印加後所定時間、パドル電極から
受信される信号の低周波数信号成分を可変フィルタで減
衰させることにより、前記信号から前記パルス信号成分
を除去するようにした患者監視装置を提供することを目
的とする。

本考案によれば、オシロスコープに印加される電圧は放
電後５秒間でも基線が観測可能範囲内にあるように減衰
される。

したがって従来観測できなかったつかの間の心起電力信
号を観測することができる。

数秒後フィルタの特性は以前の状態に復帰され、より忠
実な心起電力波形が得られるようになる。

心起電力波形の忠実性はいくらか失われるが、本考案に
よらない場合では波形自体が観測できないことと比べれ
ばはるかに利点を有するものである。

フィルタの特性はパドル電極からの放電パルスにより、
または手動で動作する放電スイッチと同時に動作するス
イッチにより制御される。

以下図面を用いて本考案を説明する。第１図は心電計と
本考案の患者監視装置を組み合わせた装置のブロック図
である。

図において、パドル電極２，４は保護回路８を介して差
動増幅器６に接続される。

保護回路８は、放電コンデンサ１０の充電々荷がスイッ
チ１２の閉結により、パドル電極２，４および患者の体
を介して放電するときに生ずる高電圧から差動増幅器６
を保護する。

増幅器６の出力回路は、第３Ａ図に示したように０．７
Ｈｚ以下で６ｄｂ１０ｃｔのロール・オフ（垂下率）を
有する。

そして該出力回路は変調器１６の一方の入力端子１４に
接続される。

変調器１６は他方の入力端子１８に印加されるキャリア
信号を振幅変調する。

キャリア信号は変成器２６の一次巻線２２と二次巻線２
４を介して信号源２０から得られる。

差動増幅器６および変調器１６の動作電位は二次巻線２
４のキャリア信号を整流器２８で整流することにより得
られる。

変調器１６の出力端子３０に生じた変調されたキャリア
信号は変成器３４の一次巻線３２に印加される。

変成器３４の二次巻線４０は同期復調器４２の一方の入
力端子に接続される。

復調器４２の他方の入力端子はキャリア信号源２０に接
続される。

復調器４２は変調器１６の出力信号を復調する。

通常開放スイッチ４４は復調器４２の出力端子と出力増
幅器４８の非反転入力端子間に、コンデンサ４６と直列
に接続さ１０ｃｔのロー０は前記非反転入力端子と接地
端子間に接続される。

コンテ゛ンサ４６と抵抗器５０の結合回路は第３Ｂ図に
示したようにＱ、５Ｈｚ以下で６ｄｂ１０ｃｔのロール
・オフ特性をもつ。

増幅器４８の出力端子は心電図波形を作るために表示装
置（例えばオシロスコープ）５２に接続される。

本考案とは直接関係しないが、パドル電極２゜４に生ず
る心起電力信号の品質は希望するものよりも悪いので、
通常、以下述べる心電計によって心起電力信号は得られ
る。

心起電力信号はＥＣＧ電極５４．５６．５８から出力増
幅器４８に与えられる。

ＥＣＧ電極５６．５８は心起電力信号を検出するための
電極で、ＥＣＧ電極５４は後述する様に雑音を除去する
ために設けられた電極である。

これら電極５４、５６．５８は患者の右足、左腕、右腕
にそれぞれ装着される。

これら電極は保護回路６０を介して差動増幅器６６の入
力端子６２．６４に接続される。

増幅器６６の出力端子６８は変調器７２の一方の入力端
子７０に接続される。

変調器７２はその他方の入力端子７４に印加されるキャ
リア信号を振幅変調する。

キャリア信号は信号源７６より変成器８０の一次巻線７
８、二次巻線８２および入力端子７４を介して印加され
る。

増幅器６６および変調器７２の動作電源電圧は二次巻線
８２に接続された整流器８８により得られる。

保護回路６０、差動増幅器６６、変調器７２、整流器８
８、抵抗器９２．９４およびＥＣＧ電極５４．５６．５
８から戊る回路は変成器８０．１００を介しているので
接地電位から絶縁された回路すなわちフローティング回
路を形成している。

又、ＥＣＧ電極５６．５８で検出される心起電力信号は
光、ケーブル等によって患者の体内に生じる雑音成分を
含んでいる。

この雑音成分を除去するために設けられたのが右足電極
駆動回路９０である。

出力端子６８間に直列接続されている抵抗器９２と９４
の接続点を右足電極駆動回路９０の入力端子に接続する
ことによって、右足電極駆動回路９０は増幅器６６の出
力端子６８の平均電圧によって制御される。

右足電極駆動回路９０の出力端子は保護回路６０を介し
てＥＣＧ電極５４に接続されている。

よって、ＥＣＧ電極５６．５８で検出された雑音成分は
差動増幅器６６、右足電極駆動回路９０、保護回路６０
およびＥＣＧ電極５４を介して人体に帰還されるので、
前記フローティング回路の基準またはガード電位は前記
雑音成分に応答して変動し、雑音成分を含まない出力信
号を得ることができる。

変調器７２の出力端子９６に生じた振幅変調されたキャ
リア信号は変成器１００の一次巻線９８に与えられる。

変成器１００の二次巻線１０６は同期復調器１０８に接
続される。

同期復調器１０８において、変調器７２の出力信号は信
号源７６から他方の入力端子に印加されたキャリア信号
と混合され、復調器１０８の出力端子に復調された信号
が発生する。

通常閉結されているスイッチ１１０は復調器１０８とコ
ンデンサ４６の一方の端子との間に接続される。

コンデンサ４６の他方の端子は出力増幅器４８の非反転
入力端子に接続される。

患者監視装置なる考案の名称で本出願と同日付で出願し
公開された実開昭５４−３８９２号明細書に詳述したよ
うに、ＥＣＧ電極５４．５６．５８のどれか一つが故障
または調整不十分でない限り、スイッチ４４は通常開放
しスイッチ１１０は通常閉結している。

上記のような故障等が生ずると、スイッチの動作は反対
となり、スイッチ４４は閉結し、スイッチ１１０は開放
し、出力増幅器４８はパドル電極２゜４から心起電力信
号を受信する。

この場合、増幅器６の出力回路と増幅器４８の入力回路
との結合により得られるロール・オフは第３Ｃ図に示す
ようにＩＨｚ以下で１２ｄｂ１０ｃｔとなる。

スイッチの動作を制御する回路を簡単に説明すると、そ
れは二次巻線１０６の一方の端子と接地点間に接続され
たコンデンサ１１２とダイオード１１４との直列回路、
ダイオード１１４に並列接続されたダイオード１１６と
抵抗器１１８との直列回路、抵抗器１１８に並列接続さ
れた抵抗器１２０とコンデンサ１２２との直列回路を含
む。

抵抗器１２０とコンデンサ１２２との接続点は増幅器１
２４の反転入力端子に接続される。

抵抗器１２６と１２８は正電源端子と接地端子間に直列
接続され、そしてその接続点は増幅器１２４の非反転入
力端子に接続される。

抵抗器１３０は増幅器１２４の入出力端子間に接続され
、また抵抗器１３２゜１３４は増幅器１２４の出力端子
と接地端子間に直列接続される。

抵抗器１３２と１３４の接続点はインバータ１３６の入
力端子およびスイッチ１１０に接続される。

インバータ１３６の出力端子はスイッチ４４に接続され
る。

ＥＣＧ電極５４．５６．５８が患者に適切に装着されて
いるとき、増幅器１２４の反転入力端子に印加される整
流電圧は、抵抗器１２６．１２８の接続点から非反転入
力端子に印加される電圧よりも小さいので、スイッチ１
１０およびインバータ１３６の入力端子に印加される電
圧は正電圧である。

したがって、スイッチ１１０は閉結され、スイッチ躬は
開放される。

電極５４．５６．５８のうちのどれか一つでも故障する
と、変調された信号の振幅は増大しく実開昭５４−３８
９２号参照）、増幅器１２４の反転入力端子に印加され
る整流電圧はその非反転入力端子に印加される電圧より
も大きくなる。

したがって、増幅器１２４の出力信号は負電圧となり、
スイッチ１１０は開放し、スイッチ劇は閉結する。

このようにスイッチを設けることにより、心起電力信号
が常に得られ（除細動器を用いるときＥＣＧ電極はしば
しば不完全装着状態になる）、ＥＣＧ増幅器をそれがよ
り正確な信号を発生するように設計することができ、ま
たスイッチはパドル電極に与えられるパルス信号に耐え
る必要がないからこのスイッチを小さく且つ安価にする
ことができる。

心起電力信号をパドル電極２，４から得ても、またＥＣ
Ｇ電極５６．５８から得ても、可変フィルタ回路１３８
は出力増幅器４８の入力回路の時定数を小さくすること
によって低周波数信号を減衰させる。

可変フィルタ回路１３８の動作を詳述する以前に第２図
を参照する。

第２図はパドル電極に生ずる放電信号および心起電力信
号のエネルギ分布を周波数の関数として示したものであ
る。

曲線１３９’、 １３９は各々パドル電極２，４に生ず
る放電信号のエネルギ分布を示している。

曲線１４０は心起電力信号のエネルギ分布を示している
。

したがって、心臓が細動状態になり放電パルスが与えら
れるとき、放電パルスのエネルギは１乃至７Ｈｚの間に
存在する。

除細動器によって放電パルスが与えられると、差動増幅
器６の入力端子間には非常に大きな信号が発生する。

よって、同期復調器４２の出力端子にも非常に大きな信
号が発生する。

本考案によれば、このような状態に応答して、出力増幅
器４８に印加される信号のうちの低周波成分を減衰させ
る回路が設けられる。

この回路は比較器１４２の反転入力端子を復調器４２の
出力端子に、非反転入力端子を抵抗器１４４，１４６の
接続点に接続することにより構成される。

なお、抵抗器１４４と１４６の直列回路は正電圧端子と
接地端子間に接続される。

比較器１４２の出力端子はダイオード１４８と抵抗器１
５０との直列回路により接地端子に接続され、そして抵
抗器１５０に生じた電圧はＦＥＴ１５２のゲート端子に
与えられる。

コンデンサ１５６、抵抗器１６０は放電パルスが与えら
れた後、一定時間比較器１４２の出力を負に維持するた
めの時定数回路である。

抵抗器１４４．１４６．１５０．１６０、コンデンサ１
５６、比較器１４２およびダイオード１４８はＦＥＴ１
５２、抵抗器５０゜１５４およびコンデンサ４６から成
る可変フィルタ回路１３８を制御する制御回路を構成す
る。

前記制御回路は、スイッチ１２と連動する手動切換えス
イッチで代用することもできる。

即ち、通常状態では、前記切換えスイッチでダイオード
１４８のアノードに正電圧を与えておき、スイッチ１２
の閉結動作と連動して前記切換えスイッチを切換え、ダ
イオード１４８のアノードに負電圧を与える。

所定時間経過後、前記切換えスイッチを初期状態に戻し
、ダイオード１４８のアノードに正電圧を与える。

これによって、手動でも可変フィルタ回路１３８を制御
することができる。

ＦＥＴ１５２のソース・ドレイン間通路は抵抗器１５４
に直列接続される。

この直列回路は抵抗器５０に並列接続される。

除細動器により放電パルスが与えられていないとき、比
較器１４２の非反転入力端子の電圧は反転入力端子の電
圧よりも大きい。

その結果比較器１４２の出力電圧は正電圧となる。

したがって、ＦＥＴ１５２のゲートには正電圧が生じ、
ＦＥＴ１５２はオフとなる。

除細動器により放電パルスが与えられるとき、パドル電
極２，４間の電圧は非常に大きくなり、増幅器６の出力
電圧も大きくなる。

したがって、復調器４２の出力電圧は比較器１４２の非
反転入力端子に印加される電圧よりも大きくなる。

比較器１４２の出力信号は負となり、ダイオード１４８
をオフとする。

そのためＦＥＴ１５２のソース・ドレイン間のインピー
ダンスはほぼ零となり、抵抗器１５４は実質的に抵抗器
５０の両端子間に接続されることになる。

抵抗器１５４の抵抗値は抵抗器５０の抵抗値よりもはる
かに小さいので、出力増幅器４８の入力回路のＲＣ時定
数は小さくなる。

その結果、第３Ｄ図に示すように、前記入力回路は予じ
め定めたより高い周波数である５Ｈｚ以下において６ｄ
ｂ１０ｃｔのロール・オフをまたｌＨｚ以下において１
２ｄｂ１０ｃｔのロール・オフを有する。

スイッチ４４が閉結されて、心起電力信号がパドル電極
２，４から出力増幅器４８に与えられる場合、パドル電
極からの殆んどの放電信号成分は出力増幅器４８に印加
されず、そのため該増幅器４８の出力端子に接続された
オシロスコープの基線はオフ・スケールとならない。

しかしながら高い周波数成分をもつ心起電力信号は増幅
器４８に印加される。

比較器１４２の出力端子と非反転入力端子間に直列接続
されたコンデンサ１５６と抵抗器１６０との値によって
定まるほぼ１秒後、比較器１４２の出力電圧は正となり
、ＦＥＴ１５２はオフとなる。

そして出力増幅器４８の入力回路の時定数は以前の状態
に復帰する。

よって同期動作のために必要とされるより忠実性のある
心起電力信号が発生する。

放電後数秒以内に発生される信号波形が最良の忠実度を
もたなくても、該信号波形を全く観測できない場合より
も有利であることは勿論である。

またスイッチ１１０が閉結された状態では、出力増幅器
４８に印加される心起電力信号はＥＣＧ電極５６、５８
から得られる。

この場合にも前記と同様にパドル電極２，４で検出され
た信号によって可変フィルタ回路１３８は動作する。

よって、出力増幅器４８に入力される放電信号成分は除
去され、心起電力信号のみが取り出され、オシロスコー
プの基線はオフ・スケールにならない。

以上述べた如く、本考案の患者監視装置は、放電パルス
印加後所定時間、パドル電極から受信される信号の低周
波数成分を減衰させているので、放電パルスの印加によ
ってもオシロスコープの基線が表示面から消える等のこ
とがなく、常に心起電力信号を監視できる。

なお、本考案の患者監視装置のみを使用する場合は、ス
イッチ４４を常に閉結すればよい。

本考案は増幅器６，６６を用い外部電源を使用する除細
動器や、１個の増幅器を用い電池を使用する除細動器で
使用できる。

【図面の簡単な説明】

第１図は心電計と本考案の患者監視装置とを組み合わせ
た装置のブロック図、第２図は第１図に示したパドル電
極に生ずる放電パルスと心起電力信号のエネルギー分布
を示した特性線図、第３図は第１図に示した患者監視装
置において使用される増幅器とフィルタ回路の特性を示
した特性線図である。 ６．６６：差動増幅器、８．６０：保護回路、２８゜８
８：整流回路、１６．７２ ：変調器、４２．１０８
：復調器、５２：表示装置、４４，１１０：スイッチ、
２０．７６ ：キャリア信号源、９０：右足電極駆動回
路、２，４：パドル電極、５４．５６．５８ ： ＥＣ
Ｇ電極。

Claims (1)

【実用新案登録請求の範囲】
1. パドル電極と、前記パドル電極にパルス信号を供給する
   ためのパルス信号手段と、前記パドル電極によって検出
   された信号を増幅するための増幅器と、前記増幅器に供
   給される信号のうち所定の周波数以上の信号のみを通過
   させる可変フィルタと、前記パルス信号供給液所定時間
   、前記可変フィルタの特性を変化させ、低周波減衰域が
   さらに広がるように制御する制御回路とから成る患者監
   視装置。