JPS5886142A - プレチスモグラフ - Google Patents
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- JPS5886142A JPS5886142A JP57193252A JP19325282A JPS5886142A JP S5886142 A JPS5886142 A JP S5886142A JP 57193252 A JP57193252 A JP 57193252A JP 19325282 A JP19325282 A JP 19325282A JP S5886142 A JPS5886142 A JP S5886142A
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- pressure
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- signal
- loop
- airway
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- G—PHYSICS
- G01—MEASURING; TESTING
- G01D—MEASURING NOT SPECIALLY ADAPTED FOR A SPECIFIC VARIABLE; ARRANGEMENTS FOR MEASURING TWO OR MORE VARIABLES NOT COVERED IN A SINGLE OTHER SUBCLASS; TARIFF METERING APPARATUS; MEASURING OR TESTING NOT OTHERWISE PROVIDED FOR
- G01D5/00—Mechanical means for transferring the output of a sensing member; Means for converting the output of a sensing member to another variable where the form or nature of the sensing member does not constrain the means for converting; Transducers not specially adapted for a specific variable
- G01D5/12—Mechanical means for transferring the output of a sensing member; Means for converting the output of a sensing member to another variable where the form or nature of the sensing member does not constrain the means for converting; Transducers not specially adapted for a specific variable using electric or magnetic means
- G01D5/14—Mechanical means for transferring the output of a sensing member; Means for converting the output of a sensing member to another variable where the form or nature of the sensing member does not constrain the means for converting; Transducers not specially adapted for a specific variable using electric or magnetic means influencing the magnitude of a current or voltage
- G01D5/20—Mechanical means for transferring the output of a sensing member; Means for converting the output of a sensing member to another variable where the form or nature of the sensing member does not constrain the means for converting; Transducers not specially adapted for a specific variable using electric or magnetic means influencing the magnitude of a current or voltage by varying inductance, e.g. by a movable armature
- G01D5/2006—Mechanical means for transferring the output of a sensing member; Means for converting the output of a sensing member to another variable where the form or nature of the sensing member does not constrain the means for converting; Transducers not specially adapted for a specific variable using electric or magnetic means influencing the magnitude of a current or voltage by varying inductance, e.g. by a movable armature by influencing the self-induction of one or more coils
-
- A—HUMAN NECESSITIES
- A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
- A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
- A61B5/00—Measuring for diagnostic purposes; Identification of persons
- A61B5/03—Detecting, measuring or recording fluid pressure within the body other than blood pressure, e.g. cerebral pressure; Measuring pressure in body tissues or organs
-
- A—HUMAN NECESSITIES
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- A61B5/00—Measuring for diagnostic purposes; Identification of persons
- A61B5/103—Detecting, measuring or recording devices for testing the shape, pattern, colour, size or movement of the body or parts thereof, for diagnostic purposes
- A61B5/11—Measuring movement of the entire body or parts thereof, e.g. head or hand tremor, mobility of a limb
- A61B5/113—Measuring movement of the entire body or parts thereof, e.g. head or hand tremor, mobility of a limb occurring during breathing
- A61B5/1135—Measuring movement of the entire body or parts thereof, e.g. head or hand tremor, mobility of a limb occurring during breathing by monitoring thoracic expansion
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- Measurement And Recording Of Electrical Phenomena And Electrical Characteristics Of The Living Body (AREA)
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。
め要約のデータは記録されません。
Description
【発明の詳細な説明】
この発明は、プレチスモグ9 7 (plethysm
ogriph)ことに生体表向の運動【モニター丁る装
置ならびにその方法に関する。
ogriph)ことに生体表向の運動【モニター丁る装
置ならびにその方法に関する。
ヒト1含む生体の表向運動t−測定する樵々の装置が知
られている。しかしモニターすべき表面κおい几ループ
のインダクタンスの変化ta定することKよって生体表
面の這動會#!1足するという先行技術はこの発明の発
明者は知らない.ま友先行技術として、胸膜腔内の圧力
18足する技術が知らnている。しかし胸骨上臼窩の皮
膚表向の連動管モニターすることによって胸膜腔内圧を
測定する技術も、この発明の発明者は知らない。
られている。しかしモニターすべき表面κおい几ループ
のインダクタンスの変化ta定することKよって生体表
面の這動會#!1足するという先行技術はこの発明の発
明者は知らない.ま友先行技術として、胸膜腔内の圧力
18足する技術が知らnている。しかし胸骨上臼窩の皮
膚表向の連動管モニターすることによって胸膜腔内圧を
測定する技術も、この発明の発明者は知らない。
この発明の発明者は、この発明によって生体の表面運動
會モニターする新規な方法とSat鉋発し皮のである。
會モニターする新規な方法とSat鉋発し皮のである。
この発明は、ループ形状に形成された好ましくは絶縁さ
れた1本の電導ワイヤ【使用する40で、ループの少な
くと4−Inモニターされる体表K11l!、体表とと
もに動く1つにループt(2)定するものである。
れた1本の電導ワイヤ【使用する40で、ループの少な
くと4−Inモニターされる体表K11l!、体表とと
もに動く1つにループt(2)定するものである。
モニターされる表向都の運動が、該表向上にのっている
ループの部分の比例運動1に%几らし、その結果ループ
の断面積の比例変化となり、続いてこれかループのイン
ダクタンスの比例変化となる。
ループの部分の比例運動1に%几らし、その結果ループ
の断面積の比例変化となり、続いてこれかループのイン
ダクタンスの比例変化となる。
従ってループのインダクタンスの貧化VN定することに
よって表向運動の度合音測定できるインダクタンスV*
定する九めに、この電導ループは、可変周波数LC発振
器中のインダクタンス要素として組入れることが好まし
い、そOM来、ループのインダクタンスの変化が、その
発振器の出力での信号M波数の比例変化をも九らす。
よって表向運動の度合音測定できるインダクタンスV*
定する九めに、この電導ループは、可変周波数LC発振
器中のインダクタンス要素として組入れることが好まし
い、そOM来、ループのインダクタンスの変化が、その
発振器の出力での信号M波数の比例変化をも九らす。
次いで、発振器からO町変肩技数出力信号がCWT%帯
形記鎌形記録針は他の過切な出力MI[での表革に廟し
た対応する電圧gI号4C皺換することかで自る。
形記鎌形記録針は他の過切な出力MI[での表革に廟し
た対応する電圧gI号4C皺換することかで自る。
この発明の装置および方法の特に菖襞な用途はヒトの胸
膜腔内圧の測定である。この用途では、導電ループの一
部分tlIill*上臼襦の皮膚表向上におき、該ルー
プの残りの部分は胸骨給止の皮膚表向上に誼〈のが好筐
しい。胸肯上日瑞の皮膚表向は、ヒトが息t−吸り几り
吐い友りすると運動し・胸骨納の皮膚表向は比軟的運動
しない、ループは、主起したようにそのインダクタンス
の変化管モニターするために珈当な電気回路に接続され
る。ループのインダクタンスの炭化と1食道バルーンカ
テーテルで胸膜逼れる胸膜腔内圧とを比較することに工
って、ゼロ流量時すなわち終末吸気峙と終末呼気時(a
t end 1nspiration and end
expiration) Kおける胸骨上臼陶の皮膚表
面の運動が胸膜腔内圧の変化と比例することが見出され
たのである。その結果、この運動に比例しているループ
のインダクタンスの変化【モニターすれば、胸膜腔内圧
に比例する信号が得られる。ゼロ流量点は、同時呼吸気
容積淘定法たとえは肺活量針で胸膜で自る。
膜腔内圧の測定である。この用途では、導電ループの一
部分tlIill*上臼襦の皮膚表向上におき、該ルー
プの残りの部分は胸骨給止の皮膚表向上に誼〈のが好筐
しい。胸肯上日瑞の皮膚表向は、ヒトが息t−吸り几り
吐い友りすると運動し・胸骨納の皮膚表向は比軟的運動
しない、ループは、主起したようにそのインダクタンス
の変化管モニターするために珈当な電気回路に接続され
る。ループのインダクタンスの炭化と1食道バルーンカ
テーテルで胸膜逼れる胸膜腔内圧とを比較することに工
って、ゼロ流量時すなわち終末吸気峙と終末呼気時(a
t end 1nspiration and end
expiration) Kおける胸骨上臼陶の皮膚表
面の運動が胸膜腔内圧の変化と比例することが見出され
たのである。その結果、この運動に比例しているループ
のインダクタンスの変化【モニターすれば、胸膜腔内圧
に比例する信号が得られる。ゼロ流量点は、同時呼吸気
容積淘定法たとえは肺活量針で胸膜で自る。
さらにこの信号は、ゼロ流量時の導電ループからの出力
伽号と、食道バルーンカテーテルまたは好筐しくは後記
の零点法(null technique)のような器
材を生体内に挿入する他の侵入技術(iれマ墨1v・t
echniqu@)で測定される胸膜腔内圧と會比較す
ることKよって初期較正法で較正で自る。一度較正して
おけば被検体が比軟的動かないならは、非侵入基準(n
on−4nvisivebasis)で実際の−II腔
内比が得られる。この発明による方法と鰻lll0他の
多数のP@途(このうちいくりかは後記する)は、この
明細書の記載管知れは、蟲業者には示唆することになる
であろう。
伽号と、食道バルーンカテーテルまたは好筐しくは後記
の零点法(null technique)のような器
材を生体内に挿入する他の侵入技術(iれマ墨1v・t
echniqu@)で測定される胸膜腔内圧と會比較す
ることKよって初期較正法で較正で自る。一度較正して
おけば被検体が比軟的動かないならは、非侵入基準(n
on−4nvisivebasis)で実際の−II腔
内比が得られる。この発明による方法と鰻lll0他の
多数のP@途(このうちいくりかは後記する)は、この
明細書の記載管知れは、蟲業者には示唆することになる
であろう。
この発明の方法と装置は王妃の実m例の図面に↓る説明
によりて充分明らか#Cなるであろう。
によりて充分明らか#Cなるであろう。
まず第2図會参錬し、この発明の方法會実施するのに利
用される好ましいWtatαQで一般的に示し友0図に
示すように、鹸W叫は、ループ形状の好筐しくは絶縁さ
nた1本の等亀ワイヤーを有する。1F亀ループのイン
ダクタンスはループで囲まれた断1ffillK比例す
ることが知られている。従ってループで囲まれた断面積
の変化がループのインダクタンスに比例した変化を起こ
す。
用される好ましいWtatαQで一般的に示し友0図に
示すように、鹸W叫は、ループ形状の好筐しくは絶縁さ
nた1本の等亀ワイヤーを有する。1F亀ループのイン
ダクタンスはループで囲まれた断1ffillK比例す
ることが知られている。従ってループで囲まれた断面積
の変化がループのインダクタンスに比例した変化を起こ
す。
ヒ)Oごとき生体の表面運動1−1−モニターするのに
この技術を利用するl!IIVcは%導電ループはその
少なくとも一部がモニターすべき表向部分上にのるよう
に置かれる。ループはテープではりつけるとかコロジオ
ン溶液のような接11剤を用いることによって所定の位
置に同定することができる。
この技術を利用するl!IIVcは%導電ループはその
少なくとも一部がモニターすべき表向部分上にのるよう
に置かれる。ループはテープではりつけるとかコロジオ
ン溶液のような接11剤を用いることによって所定の位
置に同定することができる。
たソしモニターされる表面部分の連動によってループの
運動會阻書しない工うに注意しなけnばならない。
運動會阻書しない工うに注意しなけnばならない。
モニターされる表th1部分の運動は、その運動表面の
上のループ部分を運動させる。この事は、ループで囲ま
れた面11に変化を起こさせ、そのためループのインダ
クタンスを変化させることになる。
上のループ部分を運動させる。この事は、ループで囲ま
れた面11に変化を起こさせ、そのためループのインダ
クタンスを変化させることになる。
これらのインダクタンスの変化(この変化のしかたは以
下に充分述べる)1重量する仁とに工つて。
下に充分述べる)1重量する仁とに工つて。
表面道−の度合の表示が与えられる。
第2図と@3図に、ループ(2)のインダクタンスVa
@な電気個号に変換するための好ましい電気(6)路上
図式的に示した0図に示すように、この回路には導電ル
ーグーの鳴子に接続された可変周波数LC発振ll1f
!1w4Q4Vt有する。この発振器回路(財)の共振
周波数は、内部コンデンサおよび導電ルーグ(2)のイ
ンダクタンスによって測定される。この周波数は例えば
約4001000Hzに集中し、ループで囲まれた面積
が変化すると変化する。モニター石れる表向の運動は非
常に小さいときが多いので。
@な電気個号に変換するための好ましい電気(6)路上
図式的に示した0図に示すように、この回路には導電ル
ーグーの鳴子に接続された可変周波数LC発振ll1f
!1w4Q4Vt有する。この発振器回路(財)の共振
周波数は、内部コンデンサおよび導電ルーグ(2)のイ
ンダクタンスによって測定される。この周波数は例えば
約4001000Hzに集中し、ループで囲まれた面積
が変化すると変化する。モニター石れる表向の運動は非
常に小さいときが多いので。
発振l110LIIIWkは充分な感度管有し、皮膚の
運動【測定できるCとが必須である。この発明會実施す
るのに遥切な発振!1回路α◆の回路図を第4図に示し
几。第4図の発振5tat路(ロ)の構造と作動は、こ
の明細書の記載を一見/1fLtf歯業者には明らかで
あろう、続く信号伝送中の干渉管最小にする几めに1図
に示すように発振ll1lI回路Q41は、発振器出力
信号を電流信号にに換する出力抵抗体(RIO)管材す
るのが好ましい。
運動【測定できるCとが必須である。この発明會実施す
るのに遥切な発振!1回路α◆の回路図を第4図に示し
几。第4図の発振5tat路(ロ)の構造と作動は、こ
の明細書の記載を一見/1fLtf歯業者には明らかで
あろう、続く信号伝送中の干渉管最小にする几めに1図
に示すように発振ll1lI回路Q41は、発振器出力
信号を電流信号にに換する出力抵抗体(RIO)管材す
るのが好ましい。
@伽!1回路(ロ)からの出力信号は好ましくは複軸回
路94によって趨切な電圧信号に変換される。復i+r
tmllno出力は、発振器回路α勾の周波数の変動に
応答して変動する振−を有するアナログ亀圧伽号である
。復−回i#IIQ1Gはディジタルであるのが好筐し
く、好ましい電気IB]路図を第3図に示し友。
路94によって趨切な電圧信号に変換される。復i+r
tmllno出力は、発振器回路α勾の周波数の変動に
応答して変動する振−を有するアナログ亀圧伽号である
。復−回i#IIQ1Gはディジタルであるのが好筐し
く、好ましい電気IB]路図を第3図に示し友。
第3図の@l路の構造と作動は、この明細書の開示に工
つて、当業者には明らかであろう。このアナログ出刃信
号は通常のディジタル−アナログ番コンバータによって
与えられ、@2図の実施例に、CRT嘲子(2)や奇形
記録針(至)として示されている1以上の過切な出力M
IIIIK表示することができる。
つて、当業者には明らかであろう。このアナログ出刃信
号は通常のディジタル−アナログ番コンバータによって
与えられ、@2図の実施例に、CRT嘲子(2)や奇形
記録針(至)として示されている1以上の過切な出力M
IIIIK表示することができる。
第1因は、この発明の装置t%特に菖要な用途(胸膜腔
内圧力の測定)に関連して記載する本のである。胸WI
4腔内圧力は、その圧力ヵ為ら誘導できるパラメータと
約様に、ff1Jlた肺とが異常な肺の#1r#/c1
11焚なものである。ヒト被検体については、胸@會貫
通させて胸膜腔内に針を入れて胸験腔内圧力vt#ll
定するI自明な技術は傘りにも危険である。Cれに代っ
て、現在受けい11られている技術は、被検体に食道バ
ルーンカテーテルを飲み込ませる技術がある0食道は胸
膜腔と接続しているのでバルーン内の圧力は胸裏腔内圧
力を表わす。
内圧力の測定)に関連して記載する本のである。胸WI
4腔内圧力は、その圧力ヵ為ら誘導できるパラメータと
約様に、ff1Jlた肺とが異常な肺の#1r#/c1
11焚なものである。ヒト被検体については、胸@會貫
通させて胸膜腔内に針を入れて胸験腔内圧力vt#ll
定するI自明な技術は傘りにも危険である。Cれに代っ
て、現在受けい11られている技術は、被検体に食道バ
ルーンカテーテルを飲み込ませる技術がある0食道は胸
膜腔と接続しているのでバルーン内の圧力は胸裏腔内圧
力を表わす。
しかしこの技lIIは体内に一1!【侵入させる技#1
1にので不快1に%のである。
1にので不快1に%のである。
この発明によれば、体内に何も入れずに胸裏腔内圧力t
IIIA定する友めに、等亀ループ(2)が、そのワイ
ヤの一部會胸骨上臼鳶の皮膚表面上に位置させ、このワ
イヤの他の部分を胸骨柄の皮膚表向上に位置するように
被検体−上に固定される。!1図KN示すようにループ
(ロ)ははソ楕円形であり、その楕円周は約12011
である。またその楕円の長軸は約6011で愈軸は約1
.5〜2aaである。胸骨納の皮膚表顧は比較的運動し
ないか、胸肯上臼襦の表面は胸膜腔内圧力の変化に応答
して連動する。
IIIA定する友めに、等亀ループ(2)が、そのワイ
ヤの一部會胸骨上臼鳶の皮膚表面上に位置させ、このワ
イヤの他の部分を胸骨柄の皮膚表向上に位置するように
被検体−上に固定される。!1図KN示すようにループ
(ロ)ははソ楕円形であり、その楕円周は約12011
である。またその楕円の長軸は約6011で愈軸は約1
.5〜2aaである。胸骨納の皮膚表顧は比較的運動し
ないか、胸肯上臼襦の表面は胸膜腔内圧力の変化に応答
して連動する。
別の十プ万として全ループ(ロ)を胸肯上日窩の皮膚表
向K1m定すること、もてきるが、その隙皮膚表向の運
動がループによって囲まれ九山棟に変化會鍮実に起させ
ることが肝心である。
向K1m定すること、もてきるが、その隙皮膚表向の運
動がループによって囲まれ九山棟に変化會鍮実に起させ
ることが肝心である。
構造jxt最少にする几め、第1図にボし几ように発a
m回路(ロ)は、ループ(2)の近傍の被検体−に@定
されるモジュール(ホ)に組入れるのが好ましい。また
ループ(2)と発振器モジュール(ホ)の両者は被検体
(財)にテープ四で固定するのが好ましい、ループQa
をテープで固定する際は、ループが胸骨上日窩の皮膚表
向の運動に対応して運動するのvm書しないように注意
しなければならない。この目的のためにテープ■が、ル
ープ四を圧迫しない彩飾で、ループを被検体−に固定す
るのに用いらnる0図示している工うに、ガーゼ@tモ
ジュールー〇上に菖ねるのが好ましく、そして、モジュ
ール(ホ)【所定位1111KIi!i]定するために
、チーブ四重そのガーゼにはりつける。
m回路(ロ)は、ループ(2)の近傍の被検体−に@定
されるモジュール(ホ)に組入れるのが好ましい。また
ループ(2)と発振器モジュール(ホ)の両者は被検体
(財)にテープ四で固定するのが好ましい、ループQa
をテープで固定する際は、ループが胸骨上日窩の皮膚表
向の運動に対応して運動するのvm書しないように注意
しなければならない。この目的のためにテープ■が、ル
ープ四を圧迫しない彩飾で、ループを被検体−に固定す
るのに用いらnる0図示している工うに、ガーゼ@tモ
ジュールー〇上に菖ねるのが好ましく、そして、モジュ
ール(ホ)【所定位1111KIi!i]定するために
、チーブ四重そのガーゼにはりつける。
一対の絶縁されたワイヤリード練gQにLりて、発振器
回路モジュール曽がループ(ロ)に接続され、このリー
ド縁…はループの近傍で合わせるのが好ましい、ワイヤ
ーリードIIGIOコネクター@【、発振S回ilI!
lモジュール四からループ(ロ)を分離させるのに用い
てもよい0発振器(ロ)のインダクタンスIImはルー
プ■のみならずリード繊四によって決定され、従りて、
リード*eieの運動が発rRsa4の発振局波数に影
響【与えるのでリード線輪の運動は不利であるという仁
とは明らかであろう、従りてリード1lIIIは実質的
にi!!質であるか、なにか他の形1で運動しないよう
Kil@i定するのが好ましい。
回路モジュール曽がループ(ロ)に接続され、このリー
ド縁…はループの近傍で合わせるのが好ましい、ワイヤ
ーリードIIGIOコネクター@【、発振S回ilI!
lモジュール四からループ(ロ)を分離させるのに用い
てもよい0発振器(ロ)のインダクタンスIImはルー
プ■のみならずリード繊四によって決定され、従りて、
リード*eieの運動が発rRsa4の発振局波数に影
響【与えるのでリード線輪の運動は不利であるという仁
とは明らかであろう、従りてリード1lIIIは実質的
にi!!質であるか、なにか他の形1で運動しないよう
Kil@i定するのが好ましい。
第1図の一す−ド繊■は、実質的に峻寅のワイヤ外M−
とコネクター@會組合わせて硬資になされている。モジ
ュール−から地びるグープル■によって藷aS回路(ロ
)が複軸回路(2)に接続され、複軸回11tQIKは
出力装置@(至)が接続されている。
とコネクター@會組合わせて硬資になされている。モジ
ュール−から地びるグープル■によって藷aS回路(ロ
)が複軸回路(2)に接続され、複軸回11tQIKは
出力装置@(至)が接続されている。
被検体が呼吸すると、胸膜腔内圧力の変化が、胸骨上日
商の皮膚表向のふくらんたりへこんだりの運動を引曹起
こす。この発明によれは、ループの胸骨上臼窩の上の部
分がループの残りの部分に関連して運動すると、胸骨上
日商の皮膚表面の運動がループ(ロ)によって囲まれた
山積K[化を引きおこす、罰に充分に説明されて−るよ
うに、ループインダクタンスの変化は1発振器回路Q4
と復−4ill路(至)とによってモニターされ、ci
′rCAお工び/筐たは帯形配縁針@に表示される。そ
の結果、CRT@に表示するかまたは帯状記録計Mに記
録される1庄信号は、胸肯上臼鵠の皮膚表向の運動の度
合會表示している。この信号と食道バルーンカテーテル
で測定される胸膜腔内圧力とを比較することKよって、
ゼロ流量時、すなわち終末呼気時と終末吸気#&には、
胸裏腔内圧力と胸骨上臼鳶表向の運動との闇に1uti
関係が存在することが見出されたのである。このことは
第5図に示されている。すなわち−分間当りはW15〜
20回呼吸の範囲の呼吸速度の樵々のg?@容槓に2け
るひとりの被検体について1食道バルーンカテーテルで
測定され九胸映腔内圧力か、帯状記録計(至)に記1録
された信号の振−に対してプロットされている。
商の皮膚表向のふくらんたりへこんだりの運動を引曹起
こす。この発明によれは、ループの胸骨上臼窩の上の部
分がループの残りの部分に関連して運動すると、胸骨上
日商の皮膚表面の運動がループ(ロ)によって囲まれた
山積K[化を引きおこす、罰に充分に説明されて−るよ
うに、ループインダクタンスの変化は1発振器回路Q4
と復−4ill路(至)とによってモニターされ、ci
′rCAお工び/筐たは帯形配縁針@に表示される。そ
の結果、CRT@に表示するかまたは帯状記録計Mに記
録される1庄信号は、胸肯上臼鵠の皮膚表向の運動の度
合會表示している。この信号と食道バルーンカテーテル
で測定される胸膜腔内圧力とを比較することKよって、
ゼロ流量時、すなわち終末呼気時と終末吸気#&には、
胸裏腔内圧力と胸骨上臼鳶表向の運動との闇に1uti
関係が存在することが見出されたのである。このことは
第5図に示されている。すなわち−分間当りはW15〜
20回呼吸の範囲の呼吸速度の樵々のg?@容槓に2け
るひとりの被検体について1食道バルーンカテーテルで
測定され九胸映腔内圧力か、帯状記録計(至)に記1録
された信号の振−に対してプロットされている。
K5図のグク7はプロットされた点に近似させ穴m線−
に1って例ボされる皇繊−係會不している。
に1って例ボされる皇繊−係會不している。
K5図にプロットされ次点はゼロ流量時に紀錯され、こ
のゼロ流鎗時は肺活量計の同時記録によって調定された
。別のしかたとして、ゼロ流量点は、「呼吸モニター法
およびその装置」というタイトルの米−特許Ig 4,
308.872 Jl!jKaM!示されているタイプ
の装置で記録される呼吸容積信号により器材管体内に入
れずに調定するCともできる。
のゼロ流鎗時は肺活量計の同時記録によって調定された
。別のしかたとして、ゼロ流量点は、「呼吸モニター法
およびその装置」というタイトルの米−特許Ig 4,
308.872 Jl!jKaM!示されているタイプ
の装置で記録される呼吸容積信号により器材管体内に入
れずに調定するCともできる。
bsui内圧力tモニターするための別の技術を用いる
ことによって、システム叫からの出力信号は、初期較正
法で較正で′#i、その結果その後の読みはイロ流量遮
度峙における実−の胸裏腔内圧力を示す0例えば復11
1回W11(至)からの出力信号は、食道バルーンカテ
ーテルで同時記録される胸裏腔内圧力絢定値と比較する
ことによって較正することができる。もうひとつの較正
方法では、被検体には、吸気はさえ1らないが、呼気は
完全にさえぎるマクスピースが[1付けられている。シ
ステム(至)からの出力信号はさいしよに%肺活量計で
同時K11Illl定される終末呼気レベル時K11l
ll定される。このレベルは第6B図のグ2ツE)A*
4に木場れている。次いで被検体は最初の吸気を指示さ
れ次いで呼気する。呼気中の口腔内圧(mouth p
ressure)はマクスピースの圧力タップから記録
される。システム叫からの出力信号をはじめの原木呼気
レベル筐で戻すために、WP気気中必IILな口腔内圧
は胸膜腔内圧力に等しい、この方法は零点法(nu/1
technique)と呼称される。第6B図によって
、較正は1時間t1における最高吸気から時間【2にお
ける終末呼気レベルの期間の出力信号の変化と同期間の
口腔内圧とt等式化することに工って行われる。第6A
図には工り小さな肺活量についての同じ技m會示し迄、
得られ九較正は比較的動かない被検体についてだけ有効
でToD、頭もしくは類ffiか勧〈と較正信号の精度
に影響することに注意すべきである。
ことによって、システム叫からの出力信号は、初期較正
法で較正で′#i、その結果その後の読みはイロ流量遮
度峙における実−の胸裏腔内圧力を示す0例えば復11
1回W11(至)からの出力信号は、食道バルーンカテ
ーテルで同時記録される胸裏腔内圧力絢定値と比較する
ことによって較正することができる。もうひとつの較正
方法では、被検体には、吸気はさえ1らないが、呼気は
完全にさえぎるマクスピースが[1付けられている。シ
ステム(至)からの出力信号はさいしよに%肺活量計で
同時K11Illl定される終末呼気レベル時K11l
ll定される。このレベルは第6B図のグ2ツE)A*
4に木場れている。次いで被検体は最初の吸気を指示さ
れ次いで呼気する。呼気中の口腔内圧(mouth p
ressure)はマクスピースの圧力タップから記録
される。システム叫からの出力信号をはじめの原木呼気
レベル筐で戻すために、WP気気中必IILな口腔内圧
は胸膜腔内圧力に等しい、この方法は零点法(nu/1
technique)と呼称される。第6B図によって
、較正は1時間t1における最高吸気から時間【2にお
ける終末呼気レベルの期間の出力信号の変化と同期間の
口腔内圧とt等式化することに工って行われる。第6A
図には工り小さな肺活量についての同じ技m會示し迄、
得られ九較正は比較的動かない被検体についてだけ有効
でToD、頭もしくは類ffiか勧〈と較正信号の精度
に影響することに注意すべきである。
システム叫が特定の被検体−について較正されると、そ
の被検体の肺のコンブクイアンスCL(lung co
mpliance)t6111定することができる。
の被検体の肺のコンブクイアンスCL(lung co
mpliance)t6111定することができる。
肺のコンプライアンスは関係式:Δ■/ΔPで定義され
、式中△■は一定期間の呼吸気容積(tidalvol
ume)の変化でめり、△Pは同じ期間における胸膜腔
内圧力の変化である。較正され九システム四で、ゼロ流
蓋過度峙のΔPは容易に測足さfる。
、式中△■は一定期間の呼吸気容積(tidalvol
ume)の変化でめり、△Pは同じ期間における胸膜腔
内圧力の変化である。較正され九システム四で、ゼロ流
蓋過度峙のΔPは容易に測足さfる。
△Vは、肺活量針、もしくは前記米国特許第4.308
.8729KM示されている体内に器材を挿入しないシ
ステムを用いることに1って測定で龜る。肺のコンブク
イアンスは、原性のうつ血症、水腫症%IIA細症の患
者では低下し、ぜん息発作中および肺気腫の患者では上
昇すること一1tXIL出されたので、肺のコンブクイ
アンスは臨床的に有用である。樵々の呼@曲数における
肺コンプライアンスを記録することによって、肺コンプ
ライアンスの呼@−数に対する依存性、すなわち動的肺
コンプライアンス(dynamic lung com
pliance)が計算で龜る。このことは@7図に示
され、ひとりの正常ヒト被検体とひと9の肺疾患思考と
のゼロ流量時の肺コンブ2イアンスが、1分間当りの呼
吸遥度の15.20130.40.45および601a
lの場合について記録されている。さらに第7図には、
食道バルーンカテーテルで同時に記録された動的肺コン
グツイアンスがプロットされている。WIlllに相@
関係にあることは明らかである。
.8729KM示されている体内に器材を挿入しないシ
ステムを用いることに1って測定で龜る。肺のコンブク
イアンスは、原性のうつ血症、水腫症%IIA細症の患
者では低下し、ぜん息発作中および肺気腫の患者では上
昇すること一1tXIL出されたので、肺のコンブクイ
アンスは臨床的に有用である。樵々の呼@曲数における
肺コンプライアンスを記録することによって、肺コンプ
ライアンスの呼@−数に対する依存性、すなわち動的肺
コンプライアンス(dynamic lung com
pliance)が計算で龜る。このことは@7図に示
され、ひとりの正常ヒト被検体とひと9の肺疾患思考と
のゼロ流量時の肺コンブ2イアンスが、1分間当りの呼
吸遥度の15.20130.40.45および601a
lの場合について記録されている。さらに第7図には、
食道バルーンカテーテルで同時に記録された動的肺コン
グツイアンスがプロットされている。WIlllに相@
関係にあることは明らかである。
この発明の表向誘導プレチスモグラ7
(plethysmograph)で記録され友動的肺
コンブクイアンスの読みの精度は、システム叫から得九
胸W4腔内圧力測定値tもとにして呼吸速度を変化させ
た場合の複数の被検体の肺コンプライアンスt%食道バ
ルーンカテーテルで同時に得た胸膜腔内圧力の渕定値を
元にした肺コンプライアンスに対してプロットした第8
図と9凶の直線近似−から一層明らかである。第8図の
データは、複数の正常ヒト被検体から記録されたデータ
でToり、第9図のデータは複数の肺疾M思者から紀帰
されたデータである。動的肺コンプライアンス番1、喫
煙者の初期の肺疾患中に起る1うに、肺の小さい気道(
airway)がふさがれると、呼gjk回数が増すに
つれて肺フシックイアンスが減少することが見出された
ので、動的肺コンブクイアンスは臨床的に重要である。
コンブクイアンスの読みの精度は、システム叫から得九
胸W4腔内圧力測定値tもとにして呼吸速度を変化させ
た場合の複数の被検体の肺コンプライアンスt%食道バ
ルーンカテーテルで同時に得た胸膜腔内圧力の渕定値を
元にした肺コンプライアンスに対してプロットした第8
図と9凶の直線近似−から一層明らかである。第8図の
データは、複数の正常ヒト被検体から記録されたデータ
でToり、第9図のデータは複数の肺疾M思者から紀帰
されたデータである。動的肺コンプライアンス番1、喫
煙者の初期の肺疾患中に起る1うに、肺の小さい気道(
airway)がふさがれると、呼gjk回数が増すに
つれて肺フシックイアンスが減少することが見出された
ので、動的肺コンブクイアンスは臨床的に重要である。
システム叫は静的肺コンブクイアンスを計算するのにも
利用できる。これは、実質的にゼロの呼吸速度に対しl
I4なり九呼吸容樵にS?けるひとりの被検体の肺コン
ブ2イアンスを記録することに工つてなされる。胸膜腔
内圧力と呼吸容積とは、呼吸容Ilt増加させても真に
直f1@係にないので、lkなる各呼Wk容槓に対する
胸膜腔内圧力會、先に詳しく記載した技術による口腔内
比測定法で測定するのがilましい、ひとIt)被検体
の着座姿勢と仰#姿勢における、IIP吸気容槓Φ)と
IFJ’吸気容槓會分かる1うに、この方法によって、
両姿勢について一117j結果を脅ている。このことは
、食道ノ(ルーンカテーテルで記録され几胸映絞円圧測
定値が仰臥姿勢の場合に不正−な傾同がめるので特にm
#!である。
利用できる。これは、実質的にゼロの呼吸速度に対しl
I4なり九呼吸容樵にS?けるひとりの被検体の肺コン
ブ2イアンスを記録することに工つてなされる。胸膜腔
内圧力と呼吸容積とは、呼吸容Ilt増加させても真に
直f1@係にないので、lkなる各呼Wk容槓に対する
胸膜腔内圧力會、先に詳しく記載した技術による口腔内
比測定法で測定するのがilましい、ひとIt)被検体
の着座姿勢と仰#姿勢における、IIP吸気容槓Φ)と
IFJ’吸気容槓會分かる1うに、この方法によって、
両姿勢について一117j結果を脅ている。このことは
、食道ノ(ルーンカテーテルで記録され几胸映絞円圧測
定値が仰臥姿勢の場合に不正−な傾同がめるので特にm
#!である。
この発明の発明者は、この発明にしたがって測定された
胸III腔内圧力が、呼吸系に弾性ローディング(el
astic loading)お工び非弾性ローディン
グ(non−・1astic loading)Trか
けている際でも正−に表δれていることも見出し次、こ
のことは、11!11図のグラブによって弾性ローディ
ングの場合が示されてのる。第11図において、前記米
国特許第4.308,872号に開小さrrた装置で記
録された呼吸気容積1口腔内圧力1食道バルーンカテー
テルで記録された胸膜腔内圧力、2よびこの発明のシス
テム斡によって記録された胸膜腔内圧力t%特定のひと
りのヒト被検体について、時間に対してプロットした。
胸III腔内圧力が、呼吸系に弾性ローディング(el
astic loading)お工び非弾性ローディン
グ(non−・1astic loading)Trか
けている際でも正−に表δれていることも見出し次、こ
のことは、11!11図のグラブによって弾性ローディ
ングの場合が示されてのる。第11図において、前記米
国特許第4.308,872号に開小さrrた装置で記
録された呼吸気容積1口腔内圧力1食道バルーンカテー
テルで記録された胸膜腔内圧力、2よびこの発明のシス
テム斡によって記録された胸膜腔内圧力t%特定のひと
りのヒト被検体について、時間に対してプロットした。
その被検体は最初は正常に呼吸し、このM間(to−t
l)において、システム四で記録した胸膜腔内圧力は気
道バルーンカテーテルで記録した胸膜腔内圧力の便化と
平行している6時開tlにおいて、その被検体の呼吸気
道(respiratory tract)は被検体を
閉鎖され7を容積(closed volume)k呼
吸させることに工って弾性的に負匈されている。このこ
とはs ’jl t3期間におけるe吸気容積の減少
と口睦内圧のゆりくりし九増加で示されている。t1〜
t2期闇中1この発明のシステム■で測定され九胸膜腔
内圧は気道バルーンカテーテルで測定され几胸1III
腔内圧となお平行していることが分かる。
l)において、システム四で記録した胸膜腔内圧力は気
道バルーンカテーテルで記録した胸膜腔内圧力の便化と
平行している6時開tlにおいて、その被検体の呼吸気
道(respiratory tract)は被検体を
閉鎖され7を容積(closed volume)k呼
吸させることに工って弾性的に負匈されている。このこ
とはs ’jl t3期間におけるe吸気容積の減少
と口睦内圧のゆりくりし九増加で示されている。t1〜
t2期闇中1この発明のシステム■で測定され九胸膜腔
内圧は気道バルーンカテーテルで測定され几胸1III
腔内圧となお平行していることが分かる。
この発明のシステム(6)は較正されなくても、復5t
lf1回路(ト)の出力における定性的な信号もやはり
有用である。9I4えは閉鎖的無呼@ (obatru
ctive^定で自る。中心無呼@ (central
apneas)は−足の#14映証内圧カレベルを有
することが特徴であるが、これも定性ベースで検出でき
る。この点については、第3図に示し九マイクロプロセ
ッサに、*幅&工び/または!14波数の変動を検出し
。
lf1回路(ト)の出力における定性的な信号もやはり
有用である。9I4えは閉鎖的無呼@ (obatru
ctive^定で自る。中心無呼@ (central
apneas)は−足の#14映証内圧カレベルを有
することが特徴であるが、これも定性ベースで検出でき
る。この点については、第3図に示し九マイクロプロセ
ッサに、*幅&工び/または!14波数の変動を検出し
。
無呼吸のとと1%定状謙【検出した場合に警栂偵4!j
【与える工うなグログクム會与えることができることは
!1亀者にとっては明らかなことである。
【与える工うなグログクム會与えることができることは
!1亀者にとっては明らかなことである。
この発明は、胸膜腔内圧力[1定するといつ用虐以外の
多くの用途を有している。実mにこの発明は、生物のひ
とつの表向の遜動會他の部分のそれにiII連してモニ
ターするのに用いることができる。例えは、この発明は
、胸骨1諒の両@に位置する呼吸の副筋の活動上モニタ
ーするのに用いるCとがで聰る。これt行うために、ル
ープ(2)の−郁を胸鎖乳朶勤上の皮膚表面上に置かれ
る。この筋肉が収縮し7tり弛緩すると、ループはそれ
ぞれ広かったり狭まった9して、この筋肉の機械的活動
が検出さnる。これらの筋肉は通常の呼吸中は静止しご
くわずか活動しているにすぎないが、急速なg?吸、気
道閉鎖(airway obstruction)およ
び呼吸中心出力の増加に工って、収縮の増大を示すので
、これら筋肉の活動の検aは臨床上有用である。さらに
この新しい発明には、筋肉の活動【表曲筋亀図法のムー
ビイング・Iイム・クインド・アベレージ(movin
g time window average)などに
よって間接的にモニターするときに起ることがある電気
的な構造要素がない。
多くの用途を有している。実mにこの発明は、生物のひ
とつの表向の遜動會他の部分のそれにiII連してモニ
ターするのに用いることができる。例えは、この発明は
、胸骨1諒の両@に位置する呼吸の副筋の活動上モニタ
ーするのに用いるCとがで聰る。これt行うために、ル
ープ(2)の−郁を胸鎖乳朶勤上の皮膚表面上に置かれ
る。この筋肉が収縮し7tり弛緩すると、ループはそれ
ぞれ広かったり狭まった9して、この筋肉の機械的活動
が検出さnる。これらの筋肉は通常の呼吸中は静止しご
くわずか活動しているにすぎないが、急速なg?吸、気
道閉鎖(airway obstruction)およ
び呼吸中心出力の増加に工って、収縮の増大を示すので
、これら筋肉の活動の検aは臨床上有用である。さらに
この新しい発明には、筋肉の活動【表曲筋亀図法のムー
ビイング・Iイム・クインド・アベレージ(movin
g time window average)などに
よって間接的にモニターするときに起ることがある電気
的な構造要素がない。
この発明のさらに他の用途として考えられるものには、
限定はないが、ll#関節の運動、苦しい呼@時の鼻諷
のひろがり運動、筐た友き、就梗中のペニスもしくはク
リトリシスの充血、口の開閉、1111面皮膚のしわよ
り、呼吸中の助1ltlll+の肋骨間隙の運動および
呼吸中の腹筋の運動の測定、並びに皮膚の緊彊度のモニ
ターおよび腹腔内膜水量の変化のモニターが含まれる。
限定はないが、ll#関節の運動、苦しい呼@時の鼻諷
のひろがり運動、筐た友き、就梗中のペニスもしくはク
リトリシスの充血、口の開閉、1111面皮膚のしわよ
り、呼吸中の助1ltlll+の肋骨間隙の運動および
呼吸中の腹筋の運動の測定、並びに皮膚の緊彊度のモニ
ターおよび腹腔内膜水量の変化のモニターが含まれる。
上記の各用途に対するループ(2)の適当な配置は、こ
の明細書の記載から当業者にとっては明らかであろう、
この発明の装Wt体内に挿入して用いる用途として考え
られる−のには、心臓や肺の特定の表tgの運動のモニ
ターが含まれる。
の明細書の記載から当業者にとっては明らかであろう、
この発明の装Wt体内に挿入して用いる用途として考え
られる−のには、心臓や肺の特定の表tgの運動のモニ
ターが含まれる。
この発明の範囲には上記実am様に檜々の改変【加えた
も04h含まれるので、実總例の記載は例鉦とみなされ
るべきでToす、実FIIA籾様でこの発明が限定され
るものではない。
も04h含まれるので、実總例の記載は例鉦とみなされ
るべきでToす、実FIIA籾様でこの発明が限定され
るものではない。
第1#!Aは胸裏腔内圧力【測定するためのこの発明の
一実施例の#1Ml111tヒト被検体に取付けたの會
示す斜視図1第2図はこの発明の導電ループのインダク
タンス會陶定する装置の回路の一実施例の構成説明図;
第3図は第2図の復調回路の一実施例の詳細構成説明図
、第4図は82図における発振器の一実施4pIIO回
路図1第5図は胸膜腔内圧力と胸骨上日貨の皮膚表向の
運動との直線関係を示すグラフ;第6A図と6B凶は実
際の胸膜腔内圧力tg#定するために82図の装置を較
正するひとりの方法1示すグツ7;第7図はひとpの正
常のヒト被検体とひとりの肺疾患のヒト被検体につい1
%この発明にし九がって測定された胸膜腔内圧力値に基
づく動的肺コンプライアンスと、食道バルーンカテーテ
ルで測定されtFI4映腔内圧力gMに轟づ〈動的肺コ
ンブクイアンスとの密接な相関関係【示すグク7;第8
図は複数の正常なヒト被検体について、この発明にした
がって測定された胸S腔内圧力値に基づく動的コンブク
イアンスと、食道バルーンカテーテルで測定され几胸S
腔内圧力に基づく動的肺コンプライアンスとの密接な相
関関係を不すグツ7:第9図は肺疾患の複数の被検体に
ついて、この発明にしたがって測定された胸膜腔内圧力
儀に基づく動的コンブクイアンスと、食道バルーンカテ
ーテルで測定された胸膜腔内圧臥姿勢のひとりのヒト被
検体の、この発明酋にし7tがりて胸膜嘔れた胸膜腔内
圧力値に基づく静的肺コンプライアンスを示すグラフt
j、+−工び第11図はこの発明qJkk置と方法が呼
@糸に弾性負荷tかし几−に胸裏鮫内圧力會正確に測定
しつることを水すグラブ。 切・・・導電ループのインダクタンス測定装置、(2)
°°°等電ループ、 Q4゛°・発振!1tmi@
、(至)・・・復1IIIf回路、 四・・・
リード娠、(2)・・・コネクター 四用CRT
。 −・・・被検体、 @・・・帯形紀U計。 −・・・発振JI111wIhモジュール、(ロ)°°
゛ワイヤ外統、 ■・・・テープ。 翰゛・・ガーダ、 ―“°”ケープ/−頃に名
(ナト搗べml>lTh吹←4−と皐C會n・も屯Yト
・Xべd@4141211m、 叫べtu−t−slf
flr−”2t−n識さli)貢rt11’!−5lr
h”7r−SK、4第10図 雫点迄1;よS静的節コ〕アライア;ス0
5 10/’M Cm/’
/2() 給11図
一実施例の#1Ml111tヒト被検体に取付けたの會
示す斜視図1第2図はこの発明の導電ループのインダク
タンス會陶定する装置の回路の一実施例の構成説明図;
第3図は第2図の復調回路の一実施例の詳細構成説明図
、第4図は82図における発振器の一実施4pIIO回
路図1第5図は胸膜腔内圧力と胸骨上日貨の皮膚表向の
運動との直線関係を示すグラフ;第6A図と6B凶は実
際の胸膜腔内圧力tg#定するために82図の装置を較
正するひとりの方法1示すグツ7;第7図はひとpの正
常のヒト被検体とひとりの肺疾患のヒト被検体につい1
%この発明にし九がって測定された胸膜腔内圧力値に基
づく動的肺コンプライアンスと、食道バルーンカテーテ
ルで測定されtFI4映腔内圧力gMに轟づ〈動的肺コ
ンブクイアンスとの密接な相関関係【示すグク7;第8
図は複数の正常なヒト被検体について、この発明にした
がって測定された胸S腔内圧力値に基づく動的コンブク
イアンスと、食道バルーンカテーテルで測定され几胸S
腔内圧力に基づく動的肺コンプライアンスとの密接な相
関関係を不すグツ7:第9図は肺疾患の複数の被検体に
ついて、この発明にしたがって測定された胸膜腔内圧力
儀に基づく動的コンブクイアンスと、食道バルーンカテ
ーテルで測定された胸膜腔内圧臥姿勢のひとりのヒト被
検体の、この発明酋にし7tがりて胸膜嘔れた胸膜腔内
圧力値に基づく静的肺コンプライアンスを示すグラフt
j、+−工び第11図はこの発明qJkk置と方法が呼
@糸に弾性負荷tかし几−に胸裏鮫内圧力會正確に測定
しつることを水すグラブ。 切・・・導電ループのインダクタンス測定装置、(2)
°°°等電ループ、 Q4゛°・発振!1tmi@
、(至)・・・復1IIIf回路、 四・・・
リード娠、(2)・・・コネクター 四用CRT
。 −・・・被検体、 @・・・帯形紀U計。 −・・・発振JI111wIhモジュール、(ロ)°°
゛ワイヤ外統、 ■・・・テープ。 翰゛・・ガーダ、 ―“°”ケープ/−頃に名
(ナト搗べml>lTh吹←4−と皐C會n・も屯Yト
・Xべd@4141211m、 叫べtu−t−slf
flr−”2t−n識さli)貢rt11’!−5lr
h”7r−SK、4第10図 雫点迄1;よS静的節コ〕アライア;ス0
5 10/’M Cm/’
/2() 給11図
Claims (1)
- 【特許請求の範囲】 l、生体表向部上に、導電ループの少なくと4−健を生
体表一部とともに運動するようKil!II定し、該ル
ープのインダクタンスを表示する信号を発生させること
からなり、該信号の変化が生体表向都の運動の度合を表
示するものである、生体の内表向都%lL<は外表面部
の運動を検出する方法。 2、信号発生方法が、ループのインダクタンスの変化音
、可変周波数LC発伽器出力信号の周波数の対応する変
化に変換するため、ルー1を該発振−のインダクタンス
として組み込むことからなる特許請求の範囲gJ111
項記載の方法。 8、発*S出力信号の周波数の変化を、信号の振−の対
応する変化に倹換する方法をも含む特許請求の範囲第1
jl記叡の方法。 4、生体がヒト被検体でめ夛、散性は方法が、ループ都
tヒト被検体の胸骨上臼窩の皮膚表向上に2き%得られ
る信号がヒト被検体の胸膜腔内圧力を表示するものであ
る特許請求の範囲第1#4筐たはwII3 JJilf
fill[)714゜5、信号が実録0)JiI!l!
腔内圧力會与えるように較正する方法をも含む特許請求
の範囲第4墳紀載の方法、Φ 6、較正方法が、信号と、ゼロ流量時における食過バル
ーンカテーテルで測定される胸膜腔内圧力とを比較し、
偵@を食道バルーンカテーテルで測定される胸@腔内圧
力に等しくするよう絢整することからなる特許請求の範
囲第5項記載の方法。 7、較正法が、終末呼気時における伽号値會見て;被検
体が吸気し富呼気する前に被検体の呼吸気道管閉鎖系に
入れ;信号を終末呼気値に良すのに必姿な被検体の気道
圧力を、呼気中にモニターし菖および信号を該所養気這
圧力に等しくするよう調整することからなる特許請求の
範囲第S項&5執の方法。 8.気道圧力管モニターする方法が口腔内圧をモニター
することからなる特許請求の範囲第7JjI起軌の方法
。 9、 −1/口流量崎における被検体の呼吸気容積をモ
ニターし;同峙に被検体の実際の胸裏腔内圧力【モニタ
ーし;および呼吸気容積【、複数の呼吸過度におけるゼ
ロ流量での対応する胸膜腔内圧力で諭して動的肺コンブ
クイアンスt−得る方法tallする特許請求の範囲第
5墳配軌の方法。 10、ループの残糸の部分t−is体の胸骨柄上におく
特許請求の範囲第4墳記載の方法。 11(a) l?1L11積を増加させて、ゼロ流量
時におけるII検体の呼吸容*Wモニターし寡(b)
終末呼気時における信号値1見て1(c) 被検体
が吸気し; (d) 呼気10に被検体の呼吸気道を閉鎖システム
に入れ寡 (c)信号【終末呼気値に訳すのに必11な被検体の気
道圧(この所萼気這庄は実際の胸膜腔内圧力に等しい)
klPJ′気中にモニターし;(f) 呼吸気容積會
増加させて、(b)−(e)のステップt−蝿り返し;
おLび 億) ゼロ流量時の呼吸気容積を、呼吸気容積を増加さ
せた場合の対応する実際の胸膜腔内圧力で除して静的肺
コンプライアンスを得る ことからなる方法tも含む特許請求の範囲第4墳紀載の
方法。 12、 生体がヒト被検体でToす、取り付は法が。 ルーグIBk、胸験腔内圧力IMI定するtめに被検体
の胸骨上日高の皮膚表面上に置くことからなり。 さらに、終末呼気時の信号値を見て1被検体か吸気し;
呼気する前に被検体の呼承気道を閉鎖システムに入れ;
信号を終末呼気−に反すのに必要な被検体の気道圧力(
この8IT整気道圧力は実際の胸膜腔内圧力1c$Lい
)t−呼気中にモニターすることも含む特許請求の範囲
第1JJ!fたは第3項記載の方法。 18゜気道圧モニター法が口腔内圧力をモニターするこ
とからなる特許請求の範i!i@12項記載の方法。 14、生体がヒト被検体でToL取り付は方法が、ルー
プ都を胸鎖乳突筋上の皮膚表向上におくことからなp1
得られる信号が呼@ 4011tl筋の活動を表示する
特許請求の範!!I第1墳iたは第3墳紀@0方法。 15、−VafIL量時の胸骨上日高の皮膚表向の運動
を肯定することから[L該遜勤の度合が胸膜腔内圧力に
比例する特許請求の範囲第1項記載の方法。 16、#il定される運動を表示する信−e1与え、胸
sui内圧力1m定する別の技術と比較することによっ
て該信号會較正する方法會も含む特許請求の範囲@15
項記事の方法。 17、 生体の内表面部もしくは外表面部Km<7t
めの寸法を有する導電ループ、)よび該ループに接続さ
れて該ループのインダクタンスを示す4t号七発生する
手教會^傭し、咳偏号装置化が該表面都の過動の度合を
示すものである、生体の内表面部もしくは外表面部の運
動に関連する生体の指II′に測定するために生体の1
表aols4 t、<は外表面部の運動を検知する装置
。 18、 信号発生手数が可変周波数LC発伽器t−共
価し、該ループか該発振器においてインダクタンスI!
嵩會構成し、該発振器は販インダクタンスの毅化t−発
振鰺出力のw4波数の対応する変化に変換する特許請求
の範囲第17項記載の装置。 19、該発振器出力信号の周波数の変化を1信号のF7
R$lilの対応する変化に変換する手段をざらに具備
してなる特許請求の範囲第18項記載の装置。 20、生体がヒト被検体で1Lループが被検体の胸骨上
日高の皮膚表1klK11<7tめの寸法會有し該信号
が被検体の胸膜腔内圧力を示す特許請求の範囲第17墳
筐tは第19項記戦の装置。 21、該信号を較正し実際の胸膜腔内圧力會与える手故
會さらに具備してなる特許請求の範囲第20項記載の−
m。 22.11[信号と、ゼロ流量睦O食道バルーンカテー
テルで胸膜された胸裏腔内圧力とt比較する手段、およ
び咳信号t1食道バルーンカテーテルで一定された胸a
m内&力に等しくする工うに1llIIIする手設會さ
らに具備してなる特許請求の範囲1821墳記載0@置
。 28、較正平波が、終末呼気時の信号at−記録する手
段、呼気前に被検体09?吸気道會閉fa系に入れる手
R1便号t−終末呼気値K[すのに必要な被検体の気道
圧力(実際の胸IIK腔内圧力に等しい)會呼気中にモ
ニターする手段、および信すを腋所魯気道圧力に等しく
するように一整する手Pit具備してなる特許請求の範
囲第21項記yao**m 2t 気道圧力管モニターする平膜がロ腔内圧力會モニ
ターする手段てめる特許の範囲第2311記載の装置。 26、ゼロ流量時における被検体の呼吸容積會モニター
する手段、被検体の実際の胸裏腔内圧力t@特にモニタ
ーする手段、および呼吸容積1%内圧力で除して、動的
肺コングフイアンスを得る手lIi會さらに具備してな
る特許請求の範囲第21111fUkc)MW。 26、ループの残余の乳分か被検体の胸骨納上におかれ
てなる特許請求の範囲第20墳記刺の装置。 27、呼吸容積管増大させてゼロULir時の被検体の
呼吸容横倉モニターする手段、終末呼気時における個号
値を配縁する手段、呼気前に被検体の呼吸気道t”閉鎖
糸に入れる手段、および偵すを終末呼気値に阪すのに昼
餐な被検体の気道圧力(実際の胸@腔内圧力に等しい)
t1呼気中にモニタする手段、およびゼロ流量時におけ
る呼吸容積t、呼吸容積を堝大させて対応する実際の胸
裏腔内圧力で除して靜釣肺コンブクイアンスを得る手段
tさらに具備してなる特許請求の範囲第20項記載の装
置。 28、生体がヒト被検体で69、ループ部か胸裏腔内圧
力を測定する几めに被検体の胸営上臼窩の皮膚表面上に
1〈工つなす法を有し、さらに終末呼気特における 信
号髄管検出する平膜、呼気する罰に被検体O呼吸気道を
閉鎖糸に入れる平膜、および咳信号を終末呼気値に医す
のに養する被検体の気道Jf−(実際の胸暎腔内比に等
しい)ejIF気中にモニターする手段VrJ4倫して
なる特許請求の範S第1ヤ項または@19項記載の*m
。 29、気道庄モニター手設が口腔内圧をモニターする十
数である特許請求の範囲第28項記載の装置。 30、 生体がヒト被検体でToり、ループ部が胸鎖
乳突筋上の皮膚表向K11m<ための寸法を有し、該信
号が呼吸の副筋の活動t−ボしている特許請求の範囲@
17項筐几は第19墳紀載の装置。 31、ループが約12am+のオーダーの円周管材する
特許請求の範囲第20項記叡の装置。 32、ループかはソ楕円形でToり、この楕円の長軸が
約6国でToす、短軸が約1.5国である特許請求の範
囲 38、ゼロ流量時O胸骨上臼w10皮膚表面の運動會陶
定する手段からな夛、この運動の度合が胸@腔内圧力に
比例する,胸@腔内圧力測定装置でるる特許請求の範囲
第17JJi記載の装置。 34 N定された運動【不オ信号を与える平膜、およ
び胸映腔円匝力tm定する別の技術と比較することによ
ってその信号會軟正する手設會さらKJ4倫してなる特
許請求の範囲第33墳紀叡の装置。
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