JP2002518077A - アーチファクトを排除した無呼吸検出器 - Google Patents
アーチファクトを排除した無呼吸検出器Info
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Abstract
(57)【要約】
インピーダンス型呼吸記録法による呼吸信号と患者の心拍数を無呼吸検出器によって監視する方法および装置。呼吸事象、すなわち呼吸、吸気、呼気を分析するために、呼吸信号の変位の振幅を監視する。呼吸が検出されないまま、選択された時間が経過すると、カウンタは閾値計数値に達し、アラームを起動する。呼吸信号の連続ピーク、ピークまたは谷の検出等によって、呼吸事象が検出されると、タイマがリセットされる。この方法および装置は、無呼吸のフォールスネガティブ表示を防ぐために、呼吸サイクル以外に現れるアーチファクトを排除する。周期的に発生するピークが正常呼吸と比較して選択された振幅範囲内にあり、かつ患者の心拍数に近いときには、呼吸を表すものとして排除される。波形が正常な吸気または呼気にほぼ対応する選択されたレベルだけ第２のピークから減少するまでの期間にわたって平均変化率を得るために、ため息またはベースライン変化による連続ピークが測定される。変化が遅過ぎる場合は、アーチファクトとして排除される。したがって、ため息が呼吸として誤認されることはない。
Description
【０００１】 この出願は１９９８年６月１９日付けの米国Ｐｒｏｖｉｓｉｏｎａｌ Ａｐｐ
ｌｉｃａｔｉｏｎ Ｎｏ．６０／０８９、８７４の優先権を主張するものである
。
ｌｉｃａｔｉｏｎ Ｎｏ．６０／０８９、８７４の優先権を主張するものである
。
【０００２】 （１．発明の背景） 本発明は電子呼吸監視法に関するものであり、特に無呼吸検出方法およびアー
チファクトを除去して無呼吸のフォールスネガティブ（ｆａｌｓｅ ｎｅｇａｔ
ｉｖｅ）指示を抑えるための装置に関するものである。
チファクトを除去して無呼吸のフォールスネガティブ（ｆａｌｓｅ ｎｅｇａｔ
ｉｖｅ）指示を抑えるための装置に関するものである。
【０００３】 （２．関連技術の説明） ギリシア語の「呼吸欠如」に由来する無呼吸は呼吸中断を意味する。無呼吸す
なわち呼吸中断は年令に関わらず起こる重大な症状であるが、特に新生児にとっ
て重大である。無呼吸の結果は単純な苦しさから生命の危険にまで及ぶ。無呼吸
を検出する目的で呼吸を監視するために従来から様々な技術スキームが提供され
ている。空気圧システムは実際の空気の流れを測定する。その他に、音を測定す
るものもある。更に強力な診断ツールとして、呼吸および心拍波形を電子的に監
視するものもある。
なわち呼吸中断は年令に関わらず起こる重大な症状であるが、特に新生児にとっ
て重大である。無呼吸の結果は単純な苦しさから生命の危険にまで及ぶ。無呼吸
を検出する目的で呼吸を監視するために従来から様々な技術スキームが提供され
ている。空気圧システムは実際の空気の流れを測定する。その他に、音を測定す
るものもある。更に強力な診断ツールとして、呼吸および心拍波形を電子的に監
視するものもある。
【０００４】 例えば、１９９３年４月２７日付けの「Ｎｅｏｎａｔａｌ Ｃａｒｄｉｏｒｅ
ｓｐｉｒｏｇｒａｐｈ Ｉｎｃｏｒｐｏｒａｔｉｎｇ Ｍｕｌｔｉ−Ｖａｒｉａ
ｂｌｅ Ｄｉｓｐｌａｙ ａｎｄ Ｍｅｍｏｒｙ」と題する米国特許Ｎｏ．５，
２０６，８０７には、心臓活動、呼吸努力、オキシヘモグロビン相対飽和を表す
信号を生成するセンサーと変換器を備え、それら信号をコンピュータに送るシス
テムが開示されている。呼吸努力はインピーダンス型呼吸記録法（ｉｍｐｅｄａ
ｎｃｅ ｐｎｅｕｍｏｇｒａｐｈｙ）によって測定することができる。コンピュ
ータはリアルタイム心電図（ＥＣＧ）波形や、呼吸努力対時間の表示を含む多く
の出力を生成する。これら２つのプロットの組み合わせが心電呼吸計（ｃａｒｄ
ｉｏｒｅｓｐｉｒｏｇｒａｍ、ＣＲＧ）によって得られる。このシステムによっ
て、直前の呼吸後５〜３０秒間隔の可変範囲でユーザによって設定可能な無呼吸
アラームが得られる。一般に、呼吸が２０秒以上遅れたときに無呼吸症状とみな
される。
ｓｐｉｒｏｇｒａｐｈ Ｉｎｃｏｒｐｏｒａｔｉｎｇ Ｍｕｌｔｉ−Ｖａｒｉａ
ｂｌｅ Ｄｉｓｐｌａｙ ａｎｄ Ｍｅｍｏｒｙ」と題する米国特許Ｎｏ．５，
２０６，８０７には、心臓活動、呼吸努力、オキシヘモグロビン相対飽和を表す
信号を生成するセンサーと変換器を備え、それら信号をコンピュータに送るシス
テムが開示されている。呼吸努力はインピーダンス型呼吸記録法（ｉｍｐｅｄａ
ｎｃｅ ｐｎｅｕｍｏｇｒａｐｈｙ）によって測定することができる。コンピュ
ータはリアルタイム心電図（ＥＣＧ）波形や、呼吸努力対時間の表示を含む多く
の出力を生成する。これら２つのプロットの組み合わせが心電呼吸計（ｃａｒｄ
ｉｏｒｅｓｐｉｒｏｇｒａｍ、ＣＲＧ）によって得られる。このシステムによっ
て、直前の呼吸後５〜３０秒間隔の可変範囲でユーザによって設定可能な無呼吸
アラームが得られる。一般に、呼吸が２０秒以上遅れたときに無呼吸症状とみな
される。
【０００５】 この種のシステムが信頼し得る動作をするか否かは、呼吸の欠如を検知する呼
吸記録器（ｐｎｅｕｍｏｇｒａｐｈ）に依存する。幼児用のインピーダンス型呼
吸記録法では、幼児の胸壁に電極を置いて、例えば４０〜１００ｋＨｚ、３００
マイクロアンペア程度の非常に低電流が通電される。例えば、呼吸によるボリュ
ーム変化に伴って電気抵抗が変化する。胸部の抵抗を表す低レベル信号が発生す
る。呼吸が停止し、直前の呼吸からの遅延期間内にもう一つの低レベル信号が発
生すると、コンピュータは、その信号が呼吸を表すものと解釈するかもしれない
。このような別の低レベル信号の原因には、心臓性アーチファクト、あるいはた
め息など、呼吸活動に起因しない電極間のボリューム変化が含まれる。また、心
臓性アーチファクトは高レベルの信号になることもある。このような他の低レベ
ル信号が呼吸として解釈されると、無呼吸事象は見逃されて、結果としてフォー
ルスネガティブが生じる。
吸記録器（ｐｎｅｕｍｏｇｒａｐｈ）に依存する。幼児用のインピーダンス型呼
吸記録法では、幼児の胸壁に電極を置いて、例えば４０〜１００ｋＨｚ、３００
マイクロアンペア程度の非常に低電流が通電される。例えば、呼吸によるボリュ
ーム変化に伴って電気抵抗が変化する。胸部の抵抗を表す低レベル信号が発生す
る。呼吸が停止し、直前の呼吸からの遅延期間内にもう一つの低レベル信号が発
生すると、コンピュータは、その信号が呼吸を表すものと解釈するかもしれない
。このような別の低レベル信号の原因には、心臓性アーチファクト、あるいはた
め息など、呼吸活動に起因しない電極間のボリューム変化が含まれる。また、心
臓性アーチファクトは高レベルの信号になることもある。このような他の低レベ
ル信号が呼吸として解釈されると、無呼吸事象は見逃されて、結果としてフォー
ルスネガティブが生じる。
【０００６】 （発明の概要） 本発明の特徴は、呼吸努力を示す挙動として呼吸モニタの出力を評価するイン
ピーダンス型呼吸記録法を利用して無呼吸を監視する方法および装置を提供する
ことである。
ピーダンス型呼吸記録法を利用して無呼吸を監視する方法および装置を提供する
ことである。
【０００７】 本発明の別の特徴は、呼吸監視信号出力における心臓性アーチファクトを呼吸
事象として検知しない上記タイプの方法および装置を提供することである。
事象として検知しない上記タイプの方法および装置を提供することである。
【０００８】 本発明の別の特徴は、上記タイプの方法および装置において、呼吸事象を示し
ているらしい呼吸信号とそれに対応する先行および後続信号を比較することによ
り、呼吸信号における心臓性アーチファクトの有無をテストすることである。
ているらしい呼吸信号とそれに対応する先行および後続信号を比較することによ
り、呼吸信号における心臓性アーチファクトの有無をテストすることである。
【０００９】 本発明による方法および装置の別の特徴は、相当量の心臓性アーチファクトが
存在しても呼吸を検知する能力である。
存在しても呼吸を検知する能力である。
【００１０】 本発明による方法および装置の別の特徴は、呼吸信号レベルに相当量の変動が
あっても、可能性のある呼吸事象と実際の呼吸事象を区別する能力である。
あっても、可能性のある呼吸事象と実際の呼吸事象を区別する能力である。
【００１１】 本発明の一般的な特徴は、フォールスネガティブが生じないように、無呼吸ア
ラーム信号の発生に影響する信号が評価されることである。
ラーム信号の発生に影響する信号が評価されることである。
【００１２】 本発明による方法および装置の別の特徴は、呼吸信号の変化率を測定し、呼吸
事象を示しているらしい波形は、それらの特性が呼吸活動の特性に一致しなけれ
ば、アーチファクトとして排除されることである。
事象を示しているらしい波形は、それらの特性が呼吸活動の特性に一致しなけれ
ば、アーチファクトとして排除されることである。
【００１３】 端的に言えば、本発明は患者に装着された電極からＥＣＧ出力と電子呼吸出力
を取り出して、それを処理するための方法および装置を提供する。モニタは呼吸
出力を調べる。インピーダンス型呼吸記録法によって測定される呼吸出力はオー
ム単位で測定される。呼吸は最小から最大までの正の振幅変位として表される吸
気から始まる。呼気は負の振幅変位によって表される。第１レベルのインピーダ
ンス遷移は「バンプ」（ｂｕｍｐ）と呼ばれる。波形が最大に達した後、少なく
とも第１の所定量だけ減少したときに、それをバンプと決める。バンプが連続す
る場合は、呼吸があることを示しているかもしれない。現バンプ、すなわちその
最大値の時間と前バンプの最大値の時間との時間間隔が心拍周期にほぼ一致する
ならば、それらバンプを心臓性アーチファクトと推論してよいかもしれない。そ
のような一致が見られなければ、インピーダンスの振幅変位が呼吸の工業規格を
表す第２の高レベルに達するか否かを調べる。この第２の高インピーダンス遷移
レベルを明白に示すバンプは「ピーク」と呼ばれる。現バンプがピークであれば
、それは呼吸事象、すなわち呼吸として暫定的に認識される。現バンプおよび次
バンプが心臓性アーチファクトを表すか否かを判断するために、現バンプは再び
次バンプと比較される。そして、心臓性アーチファクトが出なければ、呼吸が検
出されたことになる。ベースラインシフト、あるいはため息を呼吸とみなしたこ
とに起因して最大値が連続する波形を排除するために、呼吸信号に関して変化率
評価基準が使用される。呼吸間隔に関する閾値時間が経過しても無呼吸を示して
いるとき、アラームを作動させることができる。アラームは呼吸事象に対応して
リセットされる。本発明は、アーチファクトが無呼吸アラーム生成の妨げになら
ないようにする。
を取り出して、それを処理するための方法および装置を提供する。モニタは呼吸
出力を調べる。インピーダンス型呼吸記録法によって測定される呼吸出力はオー
ム単位で測定される。呼吸は最小から最大までの正の振幅変位として表される吸
気から始まる。呼気は負の振幅変位によって表される。第１レベルのインピーダ
ンス遷移は「バンプ」（ｂｕｍｐ）と呼ばれる。波形が最大に達した後、少なく
とも第１の所定量だけ減少したときに、それをバンプと決める。バンプが連続す
る場合は、呼吸があることを示しているかもしれない。現バンプ、すなわちその
最大値の時間と前バンプの最大値の時間との時間間隔が心拍周期にほぼ一致する
ならば、それらバンプを心臓性アーチファクトと推論してよいかもしれない。そ
のような一致が見られなければ、インピーダンスの振幅変位が呼吸の工業規格を
表す第２の高レベルに達するか否かを調べる。この第２の高インピーダンス遷移
レベルを明白に示すバンプは「ピーク」と呼ばれる。現バンプがピークであれば
、それは呼吸事象、すなわち呼吸として暫定的に認識される。現バンプおよび次
バンプが心臓性アーチファクトを表すか否かを判断するために、現バンプは再び
次バンプと比較される。そして、心臓性アーチファクトが出なければ、呼吸が検
出されたことになる。ベースラインシフト、あるいはため息を呼吸とみなしたこ
とに起因して最大値が連続する波形を排除するために、呼吸信号に関して変化率
評価基準が使用される。呼吸間隔に関する閾値時間が経過しても無呼吸を示して
いるとき、アラームを作動させることができる。アラームは呼吸事象に対応して
リセットされる。本発明は、アーチファクトが無呼吸アラーム生成の妨げになら
ないようにする。
【００１４】 本発明に関する上記利点および特徴を実現する手段および方法は本明細書に含
まれる請求の範囲に詳しく記載されている。本発明の構成および動作方法は共に
、付図に従って記載される以下の説明において明らかにされる。
まれる請求の範囲に詳しく記載されている。本発明の構成および動作方法は共に
、付図に従って記載される以下の説明において明らかにされる。
【００１５】 （好ましい実施例の詳細説明） 図１は本発明に従って構成されたシステムによる患者１の監視状況を示してい
る。呼吸とＥＣＧのコンポジット信号を生成するアナログモニタ回路１０に入力
を供給するために、周知の方法で患者１に電極５が装着される。呼吸信号はイン
ピーダンス呼吸記録法によって生成される。患者１を含んだ負荷が実質的に非リ
アクティブな負荷であるため、本明細書においては、インピーダンスを抵抗とし
て取り扱う。記号Ｉを使用する。Ｉの値は、上下両方向のＩの変位を表す。呼吸
測定の単位はオームである。ＥＣＧは従来通りの振幅対時間のプロットである。
現在の心拍周期Ｒは、１つの心拍波形と次の心拍波形との間で現在測定されてい
るＲ−Ｒ間隔である。
る。呼吸とＥＣＧのコンポジット信号を生成するアナログモニタ回路１０に入力
を供給するために、周知の方法で患者１に電極５が装着される。呼吸信号はイン
ピーダンス呼吸記録法によって生成される。患者１を含んだ負荷が実質的に非リ
アクティブな負荷であるため、本明細書においては、インピーダンスを抵抗とし
て取り扱う。記号Ｉを使用する。Ｉの値は、上下両方向のＩの変位を表す。呼吸
測定の単位はオームである。ＥＣＧは従来通りの振幅対時間のプロットである。
現在の心拍周期Ｒは、１つの心拍波形と次の心拍波形との間で現在測定されてい
るＲ−Ｒ間隔である。
【００１６】 アナログモニタ回路１０からの出力はケーブル１５を介してアナログプロセッ
サ回路２０に供給され、そこでコンポジット呼吸／ＥＣＧ信号が分離されて、呼
吸信号はポート２２から、そしてＥＣＧはポート２４からそれぞれ出力される。
呼吸信号およびＥＣＧはＡ／Ｄコンバータ２６によってディジタル信号に変換さ
れた後、マイクロプロセッサ３０を含む制御回路２８に供給される。制御回路２
８はマイクロプロセッサ３０を用いて、信号の処理および結合のタイミングを周
知の方法で制御する。マイクロプロセッサ３０は心拍数を計算して、以下に述べ
る方法で呼吸を検知する。制御回路２８はディスプレイ３２、アラーム回路３４
、事象記憶用デジタルメモリ３６に信号を供給する。
サ回路２０に供給され、そこでコンポジット呼吸／ＥＣＧ信号が分離されて、呼
吸信号はポート２２から、そしてＥＣＧはポート２４からそれぞれ出力される。
呼吸信号およびＥＣＧはＡ／Ｄコンバータ２６によってディジタル信号に変換さ
れた後、マイクロプロセッサ３０を含む制御回路２８に供給される。制御回路２
８はマイクロプロセッサ３０を用いて、信号の処理および結合のタイミングを周
知の方法で制御する。マイクロプロセッサ３０は心拍数を計算して、以下に述べ
る方法で呼吸を検知する。制御回路２８はディスプレイ３２、アラーム回路３４
、事象記憶用デジタルメモリ３６に信号を供給する。
【００１７】 アラーム回路３４は、直前の呼吸事象からの時間間隔を測定し、その間隔が予
め選択された値に達すると、アラームを起動するように機能する。この機能は代
替的にプロセッサ３０で実行することも可能である。この値は特定の主治医また
は研究者の評価基準に従って選択される。この機能は例えば、制御回路２８から
呼吸信号をアップカウンタ３８に供給することによって具現される。デジタル的
に具現する場合は、周期的に更新されるレジスタをアップカウンタの代わりに使
用すればよい。アップカウンタ３８は現呼吸事象信号によってリセットされ、そ
こから計数を始める。予め選択された区間の終わりまでに次の呼吸事象信号が発
生すると、アップカウンタ３８はリセットされて、出力を出さない。区間の終わ
りまでに呼吸事象信号が発生しなければ、計数値は閾値に達し、アラーム手段４
０に結合されたアラームドライバ信号がトリガされる。アラーム手段４０は可視
および可聴アラームを備えており、また、通信信号を看護センタ等の部署に送出
する。
め選択された値に達すると、アラームを起動するように機能する。この機能は代
替的にプロセッサ３０で実行することも可能である。この値は特定の主治医また
は研究者の評価基準に従って選択される。この機能は例えば、制御回路２８から
呼吸信号をアップカウンタ３８に供給することによって具現される。デジタル的
に具現する場合は、周期的に更新されるレジスタをアップカウンタの代わりに使
用すればよい。アップカウンタ３８は現呼吸事象信号によってリセットされ、そ
こから計数を始める。予め選択された区間の終わりまでに次の呼吸事象信号が発
生すると、アップカウンタ３８はリセットされて、出力を出さない。区間の終わ
りまでに呼吸事象信号が発生しなければ、計数値は閾値に達し、アラーム手段４
０に結合されたアラームドライバ信号がトリガされる。アラーム手段４０は可視
および可聴アラームを備えており、また、通信信号を看護センタ等の部署に送出
する。
【００１８】 図２、図３は本発明によって分析される呼吸波形成分を説明する波形図である
。呼吸信号を含む波形を調べることによって、運動かその他のアーチファクトに
起因するものかを問わず、呼吸事象に対応しない事象を排除することができる。
図２、図３において、横軸は時間であり、縦軸の単位はオームである。具体例を
挙げて、考察すべき信号の名目上の比率セットを提案するためにオームで表わさ
れる特定の呼吸信号値について以下に説明する。図２、図３では、呼吸波形の最
大値と最小値は、正から負への傾斜変曲点を表すＰと、負から正への傾斜変曲点
を表すＮとでそれぞれ表示される。
。呼吸信号を含む波形を調べることによって、運動かその他のアーチファクトに
起因するものかを問わず、呼吸事象に対応しない事象を排除することができる。
図２、図３において、横軸は時間であり、縦軸の単位はオームである。具体例を
挙げて、考察すべき信号の名目上の比率セットを提案するためにオームで表わさ
れる特定の呼吸信号値について以下に説明する。図２、図３では、呼吸波形の最
大値と最小値は、正から負への傾斜変曲点を表すＰと、負から正への傾斜変曲点
を表すＮとでそれぞれ表示される。
【００１９】 使用される特定のプローブ、ケーブル、回路について特定の値を正規化する必
要があり、また、患者についても正規化が必要かもしれないが、いくつかの認定
工業標準がある。インピーダンス型呼吸記録法における工業規格では、呼吸事象
を表す最低限の振幅変位として認められるのは０．１５Ωである。名目上の状況
において、普通の患者の場合、最大から最小への振幅変位は１Ω程度であろう。
本発明では、以下に定義されるようなバンプを分析するために、第１の低レベル
振幅変位が使用される。この例では、この値は０．１５Ωよりかなり低いので、
この値として０．０５Ωを選び、ここで第２の高閾値と呼ぶ。そして、この値は
既存のハードウェアで処理するのに便利である。０．０５Ωレベルはノイズレベ
ルよりかなり高く、既存のハードウェアによって容易に分析することができる。
要があり、また、患者についても正規化が必要かもしれないが、いくつかの認定
工業標準がある。インピーダンス型呼吸記録法における工業規格では、呼吸事象
を表す最低限の振幅変位として認められるのは０．１５Ωである。名目上の状況
において、普通の患者の場合、最大から最小への振幅変位は１Ω程度であろう。
本発明では、以下に定義されるようなバンプを分析するために、第１の低レベル
振幅変位が使用される。この例では、この値は０．１５Ωよりかなり低いので、
この値として０．０５Ωを選び、ここで第２の高閾値と呼ぶ。そして、この値は
既存のハードウェアで処理するのに便利である。０．０５Ωレベルはノイズレベ
ルよりかなり高く、既存のハードウェアによって容易に分析することができる。
【００２０】 図２は「バンプ」、すなわち上昇と下降がそれぞれ の波を示す。ピークは最大から最小への遷移が である。時間ｔも計測される。時間ｔはバンプの最大から最大または最小から最
小までの間隔である。
小までの間隔である。
【００２１】 図４、図５は本発明の方法を示すフローチャートである。本発明の方法は、呼
吸信号の測定および評価によって実行される。
吸信号の測定および評価によって実行される。
【００２２】 また、心拍数は、選択された信号を評価する際に測定され、使用される。以下
はその方法の要素である。 − バンプおよびピークの分析 − 心臓性アーチファクト（インピーダンス変化の要因となる心臓の物理的運 動の識別）の波形分析。 ｔ＝Ｒ±１５％ 呼吸の分析 上昇および下降＞０．１５Ω、心臓性アーチファクトなし。 心臓性バンプピーク＞０．１５Ω 心臓性バンプ谷＞０．１５Ω ベースライン起因のアーチファクトを排除。 ピーク検出後、ピークからピークの下０．１５Ωまでの線の平均傾斜を測 定する。傾斜＜０．１４Ωの場合は排除。この評価法のパフォーマンスは 図１１に示されている。 ため息無呼吸の排除 呼吸ピーク検出後、ｔ＞３秒で、現ピークが前ピークより少なくとも０． ５Ω低いとき、呼吸信号＜０．４Ω／秒であれば排除。この評価の結果は 図１２に示されている。 あるいは、 ピークの次のピークが飽和呼吸信号であって、ＤＣ復帰すなわちゼロリセ ットが行われたときに呼吸ピークが検出される場合、傾斜＜０．４Ω／秒 であれば、排除。
はその方法の要素である。 − バンプおよびピークの分析 − 心臓性アーチファクト（インピーダンス変化の要因となる心臓の物理的運 動の識別）の波形分析。 ｔ＝Ｒ±１５％ 呼吸の分析 上昇および下降＞０．１５Ω、心臓性アーチファクトなし。 心臓性バンプピーク＞０．１５Ω 心臓性バンプ谷＞０．１５Ω ベースライン起因のアーチファクトを排除。 ピーク検出後、ピークからピークの下０．１５Ωまでの線の平均傾斜を測 定する。傾斜＜０．１４Ωの場合は排除。この評価法のパフォーマンスは 図１１に示されている。 ため息無呼吸の排除 呼吸ピーク検出後、ｔ＞３秒で、現ピークが前ピークより少なくとも０． ５Ω低いとき、呼吸信号＜０．４Ω／秒であれば排除。この評価の結果は 図１２に示されている。 あるいは、 ピークの次のピークが飽和呼吸信号であって、ＤＣ復帰すなわちゼロリセ ットが行われたときに呼吸ピークが検出される場合、傾斜＜０．４Ω／秒 であれば、排除。
【００２３】 ため息無呼吸排除評価基準はすべての呼吸入力信号に適用される。ため息無呼
吸排除評価基準が適用された後に、システムは、可能性のある呼吸が運動に関連
したものかどうか判断するために０．１４Ω／秒傾斜評価基準を利用する。呼吸
事象が検出された時点でカウンタ３８（図１）が停止し、無呼吸アラームは発生
しない。本発明では、アーチファクトがアラームを妨げることはない。
吸排除評価基準が適用された後に、システムは、可能性のある呼吸が運動に関連
したものかどうか判断するために０．１４Ω／秒傾斜評価基準を利用する。呼吸
事象が検出された時点でカウンタ３８（図１）が停止し、無呼吸アラームは発生
しない。本発明では、アーチファクトがアラームを妨げることはない。
【００２４】 図４は本発明の方法の概略を示すフローチャートであり、図５ａ、５ｂ、５ｃ
から成る図５は本発明の方法を示す。一般に、波形が最大に達した後、少なくと
も第１の所定量だけ減少したときにバンプの分析が行われる。バンプが連続する
場合は、呼吸を示しているかもしれない。現バンプ、すなわちその最大値の時間
と前バンプの最大値の時間との時間間隔がほぼ心拍周期に一致するならば、バン
プを心臓性アーチファクトと推論できるかもしれない。そのような一致が見られ
なければ、インピーダンスの振幅変位が呼吸の工業規格を表す第２の高レベルに
達するか否かを調べる。この第２の高インピーダンス遷移レベルを明白に示すバ
ンプは「ピーク」と呼ばれる。現バンプがピークであれば、それは呼吸事象すな
わち呼吸として暫定的に認識される。現バンプおよび次バンプが心臓性アーチフ
ァクトを表すか否かを判断するために、現バンプは再び次バンプと比較される。
心臓性アーチファクトが出なければ、呼吸が検出されたことになる。ベースライ
ンシフト、あるいはため息を呼吸とみなしたことに起因して最大値が連続する波
形を排除するために、呼吸信号に関して変化率評価基準が使用される。呼吸波形
の３つの最大値を調べる必要がある。図５ａはバンプを分析して、それが心臓の
アーチファクトを表しているかどうか判断する主な検出方法を示している。図５
ｂは「ピーク」の存在を調べる最大波形評価法、そして図５ｃは「ピーク」の存
在を調べる最小波形評価法を示している。最大および最小波形は、それぞれ正の
変曲点Ｐと負の変曲点Ｎの包絡線であるが、図７との関連で詳しく説明する。こ
れらの波形は心臓性アーチファクトによる変調成分を含んでいる。
から成る図５は本発明の方法を示す。一般に、波形が最大に達した後、少なくと
も第１の所定量だけ減少したときにバンプの分析が行われる。バンプが連続する
場合は、呼吸を示しているかもしれない。現バンプ、すなわちその最大値の時間
と前バンプの最大値の時間との時間間隔がほぼ心拍周期に一致するならば、バン
プを心臓性アーチファクトと推論できるかもしれない。そのような一致が見られ
なければ、インピーダンスの振幅変位が呼吸の工業規格を表す第２の高レベルに
達するか否かを調べる。この第２の高インピーダンス遷移レベルを明白に示すバ
ンプは「ピーク」と呼ばれる。現バンプがピークであれば、それは呼吸事象すな
わち呼吸として暫定的に認識される。現バンプおよび次バンプが心臓性アーチフ
ァクトを表すか否かを判断するために、現バンプは再び次バンプと比較される。
心臓性アーチファクトが出なければ、呼吸が検出されたことになる。ベースライ
ンシフト、あるいはため息を呼吸とみなしたことに起因して最大値が連続する波
形を排除するために、呼吸信号に関して変化率評価基準が使用される。呼吸波形
の３つの最大値を調べる必要がある。図５ａはバンプを分析して、それが心臓の
アーチファクトを表しているかどうか判断する主な検出方法を示している。図５
ｂは「ピーク」の存在を調べる最大波形評価法、そして図５ｃは「ピーク」の存
在を調べる最小波形評価法を示している。最大および最小波形は、それぞれ正の
変曲点Ｐと負の変曲点Ｎの包絡線であるが、図７との関連で詳しく説明する。こ
れらの波形は心臓性アーチファクトによる変調成分を含んでいる。
【００２５】 図４において、ボックス５０は試験用の呼吸信号を生成するステップを示す。
ボックス５１、５２、５３では、バンプ、最大値、最小値に対する評価基準を適
用するステップを実行する。次に、ボックス５４では、呼吸が検出されたか否か
を調べる。呼吸が検出されなければ、システムは別の分析対象信号を待つ。呼吸
が検出された場合は、ボックス５５で、すべての検出変数がリセットされる。詳
しくは後述するが、検出変数には、現バンプまたは前バンプを表す記憶事項が含
まれる。
ボックス５１、５２、５３では、バンプ、最大値、最小値に対する評価基準を適
用するステップを実行する。次に、ボックス５４では、呼吸が検出されたか否か
を調べる。呼吸が検出されなければ、システムは別の分析対象信号を待つ。呼吸
が検出された場合は、ボックス５５で、すべての検出変数がリセットされる。詳
しくは後述するが、検出変数には、現バンプまたは前バンプを表す記憶事項が含
まれる。
【００２６】 図５ａのボックス６１では、ボックス５０のステップで生成された呼吸波形が
バンプ評価基準と比較される。バンプが検出されれば、ボックス６２において、
そのバンプと前バンプを比較する必要がある。この記述においては、時間ｔ２に
発生したものを現バンプ、そして時間ｔ１に発生したものを前バンプと呼ぶ。こ
のステップでは、ｔ２−ｔ１と心拍周期Ｒが比較され、時間間隔ｔ２−ｔ１＜１
．１５Ｒであれば、ボックス６３はｔ１、ｔ２に発生した両バンプが心臓性のも
のと識別する。ここで、ステップは次のバンプを分析するための呼吸信号を調べ
るために元に戻る。バンプが心臓性のものでなければ、ボックス６４で示される
ように、そのバンプは０．１５Ωの第２閾値と比較される。バンプがピークでな
ければ、システムは次のバンプを待つ。バンプがピークならば、ボックス６５の
ステップにおいて、そのピークは可能性のあるペンディング（ｐｅｎｄｉｎｇ）
呼吸として識別される。
バンプ評価基準と比較される。バンプが検出されれば、ボックス６２において、
そのバンプと前バンプを比較する必要がある。この記述においては、時間ｔ２に
発生したものを現バンプ、そして時間ｔ１に発生したものを前バンプと呼ぶ。こ
のステップでは、ｔ２−ｔ１と心拍周期Ｒが比較され、時間間隔ｔ２−ｔ１＜１
．１５Ｒであれば、ボックス６３はｔ１、ｔ２に発生した両バンプが心臓性のも
のと識別する。ここで、ステップは次のバンプを分析するための呼吸信号を調べ
るために元に戻る。バンプが心臓性のものでなければ、ボックス６４で示される
ように、そのバンプは０．１５Ωの第２閾値と比較される。バンプがピークでな
ければ、システムは次のバンプを待つ。バンプがピークならば、ボックス６５の
ステップにおいて、そのピークは可能性のあるペンディング（ｐｅｎｄｉｎｇ）
呼吸として識別される。
【００２７】 また、ボックス７０のステップで見られるように、処理すべき新しいバンプが
全く発生していないときでも、時間ｔ２で可能性のある呼吸として認識されて、
時間ｔ３でのバンプと比較すべきバンプが存在するか否か調べる必要がある。そ
のようなバンプがなければ、ボックス５０に戻る。そのようなバンプがある場合
は、ｔ２とｔ３におけるバンプの間隔が心臓性アーチファクトというよりも可能
性のある呼吸を表すかどうか判断するために、ボックス７２で示される比較が実
行される。可能性のある呼吸であると判断されると、ボックス７３において前記
規格に従って、ため息無呼吸比較が実行される。可能性のある呼吸であると示さ
れた場合、ボックス７４において、前記のベースラインシフト評価基準との比較
が実行される。ベースラインシフトまたはため息評価基準が満たされて、アーチ
ファクトであると示された場合、ボックス７５において、可能性のあるペンディ
ング呼吸をアーチファクトとして排除するステップが実行される。可能性のある
ペンディング呼吸がベースラインシフトに起因するものでなければ、呼吸が検出
される。
全く発生していないときでも、時間ｔ２で可能性のある呼吸として認識されて、
時間ｔ３でのバンプと比較すべきバンプが存在するか否か調べる必要がある。そ
のようなバンプがなければ、ボックス５０に戻る。そのようなバンプがある場合
は、ｔ２とｔ３におけるバンプの間隔が心臓性アーチファクトというよりも可能
性のある呼吸を表すかどうか判断するために、ボックス７２で示される比較が実
行される。可能性のある呼吸であると判断されると、ボックス７３において前記
規格に従って、ため息無呼吸比較が実行される。可能性のある呼吸であると示さ
れた場合、ボックス７４において、前記のベースラインシフト評価基準との比較
が実行される。ベースラインシフトまたはため息評価基準が満たされて、アーチ
ファクトであると示された場合、ボックス７５において、可能性のあるペンディ
ング呼吸をアーチファクトとして排除するステップが実行される。可能性のある
ペンディング呼吸がベースラインシフトに起因するものでなければ、呼吸が検出
される。
【００２８】 図５ｂはボックス５２の詳細を示し、図５ｃはボックス５３の詳細を示してい
る。最大および最小の呼吸入力信号は心臓性波形の変曲点の包絡線である。図５
ｂのボックス８０および図５ｃのボックス９０においてバンプデータが分析され
、それに対応するボックス７２〜７６の処理によって、呼吸事象が分析される。
る。最大および最小の呼吸入力信号は心臓性波形の変曲点の包絡線である。図５
ｂのボックス８０および図５ｃのボックス９０においてバンプデータが分析され
、それに対応するボックス７２〜７６の処理によって、呼吸事象が分析される。
【００２９】 図６〜図１０にしたがって、本発明の動作説明を更に続ける。これらの図はそ
れぞれ異なる動作シナリオを示す任意寸法の波形図である。これらの図において
も、横軸は時間、縦軸はインピーダンスである。図６および図７は心臓性アーチ
ファクトがある場合と、ない場合の一般的な正常呼吸を表す呼吸信号を示してい
る。図６における波形上のドットは前に定義されたピークと谷を示す。
れぞれ異なる動作シナリオを示す任意寸法の波形図である。これらの図において
も、横軸は時間、縦軸はインピーダンスである。図６および図７は心臓性アーチ
ファクトがある場合と、ない場合の一般的な正常呼吸を表す呼吸信号を示してい
る。図６における波形上のドットは前に定義されたピークと谷を示す。
【００３０】 図７において、呼吸波形を変調している心臓性アーチファクトの最大値および
最小値はそれぞれ、正から負への傾斜変曲点を指すＰと、負から正への傾斜変曲
点を指すＮとで標識される。図７のシナリオでは、最大値はＰ変曲点の包絡線上
で測定され、最小値はＮ変曲点の包絡線上で測定される。公称心拍数Ｒが公称呼
吸数１／ｔより多いことは知られている。したがって、連続する最大値とｔとの
時間間隔を比較することは非常に有用である。
最小値はそれぞれ、正から負への傾斜変曲点を指すＰと、負から正への傾斜変曲
点を指すＮとで標識される。図７のシナリオでは、最大値はＰ変曲点の包絡線上
で測定され、最小値はＮ変曲点の包絡線上で測定される。公称心拍数Ｒが公称呼
吸数１／ｔより多いことは知られている。したがって、連続する最大値とｔとの
時間間隔を比較することは非常に有用である。
【００３１】 図８は無呼吸を示している。吸気と呼気は正と負の遷移として表される。ここ
では、吸気は呼吸信号曲線上の点Ａ、Ｂ間で表され、呼気は点Ｂ、Ｃ間で表され
る。Ａ、Ｃ間は呼吸事象、すなわち呼吸を表す。無呼吸が生じると、呼吸は止ま
る。呼吸信号は、呼吸変曲点近傍における「ゼロに近い」値と比較して長い期間
平坦状態を維持する。ここでは、次の呼吸は点Ｄまで始まらず、Ｅに向かって上
昇して、点Ｆで呼気が完了する。予め選択された間隔の１つの値が時間軸に示さ
れている。
では、吸気は呼吸信号曲線上の点Ａ、Ｂ間で表され、呼気は点Ｂ、Ｃ間で表され
る。Ａ、Ｃ間は呼吸事象、すなわち呼吸を表す。無呼吸が生じると、呼吸は止ま
る。呼吸信号は、呼吸変曲点近傍における「ゼロに近い」値と比較して長い期間
平坦状態を維持する。ここでは、次の呼吸は点Ｄまで始まらず、Ｅに向かって上
昇して、点Ｆで呼気が完了する。予め選択された間隔の１つの値が時間軸に示さ
れている。
【００３２】 図９はベースラインシフトによる無呼吸を表す。呼吸は普通の呼吸信号正弦波
として示される。運動による体の圧縮などのベースラインシフトによって、値Ｉ
の増加、減少、増加が生じる。この特定の例では、最大から最小限まで時間ｕに
わたって遷移する。最大値点Ｇと点Ｈを通る線の傾斜が測定される。点Ｈは呼吸
信号波形上で点Ｇより下の０．１５Ωの点である。点Ｇと点Ｈの間の時間間隔を
ｕとし、０．１５Ω／ｕ＜０．１４Ω／秒とすれば、この波形は呼吸としての挙
動には見えず、むしろアーチファクトである。カウンタ３８（図１）はリセット
されず、そして、無呼吸のフォールスネガティブ表示が防止される。
として示される。運動による体の圧縮などのベースラインシフトによって、値Ｉ
の増加、減少、増加が生じる。この特定の例では、最大から最小限まで時間ｕに
わたって遷移する。最大値点Ｇと点Ｈを通る線の傾斜が測定される。点Ｈは呼吸
信号波形上で点Ｇより下の０．１５Ωの点である。点Ｇと点Ｈの間の時間間隔を
ｕとし、０．１５Ω／ｕ＜０．１４Ω／秒とすれば、この波形は呼吸としての挙
動には見えず、むしろアーチファクトである。カウンタ３８（図１）はリセット
されず、そして、無呼吸のフォールスネガティブ表示が防止される。
【００３３】 図１０は図５ａのボックス７３から始まる処理によって分析、解析された波形
を示す。正常な呼吸の後に、ため息が現れる。ため息によって空気は排出される
が、それが必ずしも呼吸とは限らない。この例では、点Ｋで大きい呼気が始まり
、そこで図１の１０、２０などのセンサ回路が飽和状態になる。呼吸信号波形に
オーバーシュートが生じると、波形の整定にしたがって点Ｌで波形にＰ変曲点が
現れる。暫定的に点Ｋから点Ｌまでを、例えば３秒以上とすれば、点Ｌがオーバ
ーシュート波形の一部である可能性が出てくる。また、点Ｌは点Ｋより少なくと
も０．５Ω低いはずである。変曲点Ｌと点Ｍを通る線の傾斜が測定される。点Ｍ
は呼吸信号波形上で点Ｌより０．１５Ω低い点である。点Ｌと点Ｍの時間間隔を
ｖとし、０．１５Ω／ｖ＜０．１４Ω／秒とすると、波形は呼吸としての挙動と
は見えず、むしろオーバーシュートの結果と思われる。カウンタ３８（図１）は
リセットされず、無呼吸のフォールスネガティブの表示が防止される。
を示す。正常な呼吸の後に、ため息が現れる。ため息によって空気は排出される
が、それが必ずしも呼吸とは限らない。この例では、点Ｋで大きい呼気が始まり
、そこで図１の１０、２０などのセンサ回路が飽和状態になる。呼吸信号波形に
オーバーシュートが生じると、波形の整定にしたがって点Ｌで波形にＰ変曲点が
現れる。暫定的に点Ｋから点Ｌまでを、例えば３秒以上とすれば、点Ｌがオーバ
ーシュート波形の一部である可能性が出てくる。また、点Ｌは点Ｋより少なくと
も０．５Ω低いはずである。変曲点Ｌと点Ｍを通る線の傾斜が測定される。点Ｍ
は呼吸信号波形上で点Ｌより０．１５Ω低い点である。点Ｌと点Ｍの時間間隔を
ｖとし、０．１５Ω／ｖ＜０．１４Ω／秒とすると、波形は呼吸としての挙動と
は見えず、むしろオーバーシュートの結果と思われる。カウンタ３８（図１）は
リセットされず、無呼吸のフォールスネガティブの表示が防止される。
【００３４】 言うまでもなく、以上に具体的に記述されていないモニタも、当業者はこの明
細書にしたがって様々な形で製作することが可能である。
細書にしたがって様々な形で製作することが可能である。
【図１】 本発明に従って構成されたシステムによる患者の監視状況を示す図。
【図２】 本明細書で定義される「バンプ」、最大値、最小値のグラフ。
【図３】 本明細書で定義される「バンプ」、最大値、最小値のグラフ。
【図４】 本発明の方法の概略を示すフローチャート。
【図５ａ】 図５ａ、図５ｂ、図５ｃから成り、呼吸信号を呼吸事象として評価するため本
発明の方法を示す図。
発明の方法を示す図。
【図５ｂ】 図５ａ、図５ｂ、図５ｃから成り、呼吸信号を呼吸事象として評価するため本
発明の方法を示す図。
発明の方法を示す図。
【図５ｃ】 図５ａ、図５ｂ、図５ｃから成り、呼吸信号を呼吸事象として評価するため本
発明の方法を示す図。
発明の方法を示す図。
【図６】 様々な情況における本発明の動作を示す波形図。
【図７】 様々な情況における本発明の動作を示す波形図。
【図８】 様々な情況における本発明の動作を示す波形図。
【図９】 様々な情況における本発明の動作を示す波形図。
【図１０】 様々な情況における本発明の動作を示す波形図。
【図１１】 可能性のあるベースラインシフトおよびため息無呼吸アーチファクトに変化率
基準を適用するための方法を示す図。
基準を適用するための方法を示す図。
【図１２】 可能性のあるベースラインシフトおよびため息無呼吸アーチファクトに変化率
基準を適用するための方法を示す図。
基準を適用するための方法を示す図。
【手続補正書】特許協力条約第３４条補正の翻訳文提出書
【提出日】平成１２年１月２９日（２０００．１．２９）
【手続補正１】
【補正対象書類名】図面
【補正対象項目名】図１２
【補正方法】変更
【補正内容】
【図１２】
───────────────────────────────────────────────────── フロントページの続き (71)出願人 675 ＭｃＤｏｎｎｅｌｌ Ｂｏｕｌｅｖ ａｒｄ， Ｐ．Ｏ．Ｂｏｘ 5840， Ｓ ｔ． Ｌｏｕｉｓ， ＭＯ 63134， Ｕ． Ｓ．Ａ． Ｆターム(参考） 4C027 AA02 AA06 CC00 EE08 FF01 GG07 GG09 GG16 GG18 HH06 KK03 KK05 4C038 SS09 ST04 SV00 SV03 SX07 SX09
Claims (4)
- 【請求項１】 患者からのインピーダンス型呼吸記録法（ｉｍｐｅｄａｎｃ
ｅ ｐｎｅｕｍｏｇｒａｐｈｙ）による信号を表す呼吸信号と、患者の心拍数信
号とを受けとり、第１の最大値から第２の最大値までの前記呼吸信号の変曲点間
の振幅変位を測定する信号処理手段と、 第１低閾値を超える第１タイプとして、または、第２高閾値を超える第２タイ
プとして前記変位を分類し、前記第１閾値以下の変位を廃棄する手段と、 前記第１タイプの第１時間間隔として現在の最大値を分析し、前記連続する現
最大値間隔と現心拍周期とを比較する手段と、 可能性のある呼吸事象を示す前記連続最大値の最新最大値を通知する手段と、 間隔が予め選択された周期範囲内にあるとき前記連続最大値をアーチファクト
として排除する手段と、 次の心拍周期と比較するために第１タイプの次最大値と前記現最大値間の新た
な時間間隔を分析する手段と、 前記新たな間隔が次の区間の予め選択された次周期範囲内にあるときに前記現
最大値および前記次最大値をアーチファクトとして排除する手段と、 最小値と最大値の間の変位を比較し、前記変位の１つが第２レベルを超えたと
きに呼吸事象を認識する手段とを有する睡眠時無呼吸モニタ。 - 【請求項２】 呼吸努力を表す選択された変化率レベルとの比較時に、呼吸
事象が認識された波形の変化率を評価するプロセッサと、前記波形から測定され
た変化率が選択されたレベルより低いときに前記信号をアーチファクトとして通
知する通知デバイスとを有する請求項１記載のモニタ。 - 【請求項３】 インピーダンス型呼吸記録法による呼吸信号を評価するため
の方法であって、 ａ）患者に装着された電極から得られる電子ＥＣＧおよび呼吸出力に基づいて
心拍数信号および呼吸波形を生成するステップと、 ｂ）波形がバンプに達した後、少なくとも第１の所定量だけ減少したことを検
出するステップと、 ｃ）現バンプと前バンプの発生時間を比較するステップと、 ｄ）前記両バンプ間の時間間隔が現心拍周期にほぼ一致した時に前記両バンプ
を排除し、そのような一致がない時には可能性のあるペンディング呼吸とみなし
て、前記現バンプと次バンプ間の前記時間間隔とその時点の現心拍周期とを比較
し、前記現バンプおよび前記次バンプを共に心臓性アーチファクトとして排除す
るステップと、 ｅ）前記現バンプと前記次バンプ間の時間差が現心拍周期とほぼ一致するとき
に前記両バンプを心臓性アーチファクトとして排除し、間隔と心拍周期が一致し
ないときには呼吸として通知するステップと、 ｆ）前記呼吸信号の正と負の各変位と呼吸の工業規格を表す第２の高レベルと
を比較し、第２の高レベルより高ければ、呼吸事象として通知するステップとを
含む前記方法。 - 【請求項４】 更に、呼吸があると通知された波形の変化率を決定し、前記
変化率がベースラインまたはため息無呼吸を表しているかを決定するステップを
含む請求項３記載の方法。
Applications Claiming Priority (3)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| US8987498P | 1998-06-19 | 1998-06-19 | |
| US60/089,874 | 1998-06-19 | ||
| PCT/US1999/013747 WO1999065393A1 (en) | 1998-06-19 | 1999-06-17 | Apnea detector with artifact rejection |
Publications (1)
| Publication Number | Publication Date |
|---|---|
| JP2002518077A true JP2002518077A (ja) | 2002-06-25 |
Family
ID=22220014
Family Applications (1)
| Application Number | Title | Priority Date | Filing Date |
|---|---|---|---|
| JP2000554276A Pending JP2002518077A (ja) | 1998-06-19 | 1999-06-17 | アーチファクトを排除した無呼吸検出器 |
Country Status (5)
| Country | Link |
|---|---|
| US (1) | US6537228B1 (ja) |
| EP (1) | EP1087697A1 (ja) |
| JP (1) | JP2002518077A (ja) |
| CA (1) | CA2335782A1 (ja) |
| WO (1) | WO1999065393A1 (ja) |
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