JP3224552B2 - 呼吸信号およびまたはアーティファクト信号の導出方法 - Google Patents
呼吸信号およびまたはアーティファクト信号の導出方法Info
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- A—HUMAN NECESSITIES
- A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
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Description
【０００１】
【産業上の利用分野】本発明は、少なくとも、呼吸信号
成分と心臓アーティファクト(artifact)信号成分とを有
する生理的信号から呼吸信号と心臓アーティファクト信
号を導き出す方法に関するものである。特に本発明は、
インピーダンス・ニューモグラフィー(pneumography)信
号から呼吸信号と心臓アーティファクト信号の両方また
は一方を導き出す方法に関するものである。さらに詳細
には、本発明は、患者の胸郭に取りつけられた電極を用
いて検出されるインピーダンス・ニューモグラフィー信
号に基づいて、呼吸信号と心臓アーティファクト信号の
両方または一方を導き出し、あるいは、発生する方法に
関するものである。
成分と心臓アーティファクト(artifact)信号成分とを有
する生理的信号から呼吸信号と心臓アーティファクト信
号を導き出す方法に関するものである。特に本発明は、
インピーダンス・ニューモグラフィー(pneumography)信
号から呼吸信号と心臓アーティファクト信号の両方また
は一方を導き出す方法に関するものである。さらに詳細
には、本発明は、患者の胸郭に取りつけられた電極を用
いて検出されるインピーダンス・ニューモグラフィー信
号に基づいて、呼吸信号と心臓アーティファクト信号の
両方または一方を導き出し、あるいは、発生する方法に
関するものである。
【０００２】
【従来の技術】インピーダンス・ニューモグラフィー
は、通常、自発的に呼吸する患者の呼吸活動の監視に用
いられており、また信号検出のために胸部の電気的イン
ピーダンスを利用する。このインピーダンスは患者の呼
吸活動に影響される。従って、時間の関数として変化す
る。
は、通常、自発的に呼吸する患者の呼吸活動の監視に用
いられており、また信号検出のために胸部の電気的イン
ピーダンスを利用する。このインピーダンスは患者の呼
吸活動に影響される。従って、時間の関数として変化す
る。
【０００３】一般に知られているように、インピーダン
ス・ニューモグラフィー信号は、呼吸信号成分を有して
いるだけでなく、収縮に関連して血液が流れる間に生じ
るインピーダンスの変化を表わした心臓アーティファク
ト信号成分を含む重畳された付加的アーティファクトを
有している。インピーダンス・ニューモグラフィー信号
を妨害する付加的パラメータには、例えば、患者の自発
的動作によるアーティファクトがある。そのよるなアー
ティファクトの排除は困難であるが、呼吸信号を得るた
め、インピーダンス・ニューモグラフィーから心臓アー
ティファクト信号成分を取り除くフィルタリングの方法
がいくつか存在する。
ス・ニューモグラフィー信号は、呼吸信号成分を有して
いるだけでなく、収縮に関連して血液が流れる間に生じ
るインピーダンスの変化を表わした心臓アーティファク
ト信号成分を含む重畳された付加的アーティファクトを
有している。インピーダンス・ニューモグラフィー信号
を妨害する付加的パラメータには、例えば、患者の自発
的動作によるアーティファクトがある。そのよるなアー
ティファクトの排除は困難であるが、呼吸信号を得るた
め、インピーダンス・ニューモグラフィーから心臓アー
ティファクト信号成分を取り除くフィルタリングの方法
がいくつか存在する。
【０００４】例えば、欧州特許EP-B1-0082655 及び関連
米国特許4,537,196,及び4,582,068 には、呼吸信号をマ
スクしている心臓アーティファクト信号が周期的てある
と仮定し、フィルタにかけた信号の計算のため、まず、
一定であると仮定されてアーティファクト周波数を確認
し、次に、インピーダンス・ニューモグラフィー信号に
おける特定の周波数の信号をデジタル・フィルターで抑
圧して、フィルターにかけた信号を発生する、生理信号
( インピーダンス・ニューモグラフィー信号とする) の
処理方法が開示されている。この既知の方法は、以前に
フィルターにかけたインピーダンス・ニューモグラフィ
ー信号の先行レベルの関数としてしきい値を決定するし
きい値検出回路を必要とする。フィルターにかけた関数
信号がしきい値検出回路のしきい値を超えるとき、呼吸
信号の反復を示す周期信号を発生するために、該しきい
値検出回路には、フィルターにかけたインピーダンス・
ニューモグラフィー信号が加えられる。この既知のフィ
ルタリング技法は、一定して、周期で生じる心臓血管の
アーティファクトの基本成分だけを抑圧することができ
る。しかし、妨害信号の周期性を維持する要件は、ほと
んどの実際的状況において満たされることがなく、従っ
て、この既知の方法によって得られる結果は、満足のゆ
くものではない。
米国特許4,537,196,及び4,582,068 には、呼吸信号をマ
スクしている心臓アーティファクト信号が周期的てある
と仮定し、フィルタにかけた信号の計算のため、まず、
一定であると仮定されてアーティファクト周波数を確認
し、次に、インピーダンス・ニューモグラフィー信号に
おける特定の周波数の信号をデジタル・フィルターで抑
圧して、フィルターにかけた信号を発生する、生理信号
( インピーダンス・ニューモグラフィー信号とする) の
処理方法が開示されている。この既知の方法は、以前に
フィルターにかけたインピーダンス・ニューモグラフィ
ー信号の先行レベルの関数としてしきい値を決定するし
きい値検出回路を必要とする。フィルターにかけた関数
信号がしきい値検出回路のしきい値を超えるとき、呼吸
信号の反復を示す周期信号を発生するために、該しきい
値検出回路には、フィルターにかけたインピーダンス・
ニューモグラフィー信号が加えられる。この既知のフィ
ルタリング技法は、一定して、周期で生じる心臓血管の
アーティファクトの基本成分だけを抑圧することができ
る。しかし、妨害信号の周期性を維持する要件は、ほと
んどの実際的状況において満たされることがなく、従っ
て、この既知の方法によって得られる結果は、満足のゆ
くものではない。
【０００５】EP-A2-0048591 には、心臓マスキング信号
にフィルタリングを施すことによって、インピーダンス
・ニューモグラフィー信号から呼吸信号を得るもう１つ
のフィルタリング技法が開示されている。この既知方法
によって、心電計で心拍数を測定して心拍周期を求め
る。この周期は入力側でインピーダンス信号を１心拍周
期だけ遅延させるために、またその後インピーダンス信
号からこの信号を取り去るのに用いられる。心臓血管の
アーティファクトの周期性が十分でなければ、この既知
のフィルタリング技法は、やはり不十分である。
にフィルタリングを施すことによって、インピーダンス
・ニューモグラフィー信号から呼吸信号を得るもう１つ
のフィルタリング技法が開示されている。この既知方法
によって、心電計で心拍数を測定して心拍周期を求め
る。この周期は入力側でインピーダンス信号を１心拍周
期だけ遅延させるために、またその後インピーダンス信
号からこの信号を取り去るのに用いられる。心臓血管の
アーティファクトの周期性が十分でなければ、この既知
のフィルタリング技法は、やはり不十分である。
【０００６】WO89/01312には、胸郭のインピーダンスを
表わす信号から呼吸信号成分をフィルタリングで取り出
すことを含む、インピーダンス信号の処理方法が開示さ
れている。心臓の活動によるインピーダンスの変化と比
べて大きい呼吸による胸郭のインピーダンスの変化を抑
圧するため、クランプ回路が、機械的収縮が開始する前
のある時点における心臓の活動と同期して作動する。こ
の回路は、機械的収縮の持続時間に限って開くので、出
力信号は、機械的収縮による電圧の揺動しか表わさな
い。しかしながら、当然、心臓血管信号は、この時間期
間についてもわずかな呼吸信号成分によってマスクされ
ているので、このフィルタリング技法も不正確になる。
表わす信号から呼吸信号成分をフィルタリングで取り出
すことを含む、インピーダンス信号の処理方法が開示さ
れている。心臓の活動によるインピーダンスの変化と比
べて大きい呼吸による胸郭のインピーダンスの変化を抑
圧するため、クランプ回路が、機械的収縮が開始する前
のある時点における心臓の活動と同期して作動する。こ
の回路は、機械的収縮の持続時間に限って開くので、出
力信号は、機械的収縮による電圧の揺動しか表わさな
い。しかしながら、当然、心臓血管信号は、この時間期
間についてもわずかな呼吸信号成分によってマスクされ
ているので、このフィルタリング技法も不正確になる。
【０００７】3,976,052 には、心臓アーティファクト信
号にフィルタリングを施すことによってインピーダンス
・ニューモグラフィー信号から呼吸信号を導き出す方法
が明らかにされているが、この場合、心拍数が測定さ
れ、心拍の周期がインピーダンス・ニューモグラフィー
信号の周期と比較される。両方の信号の周期がほぼ同じ
場合、すなわち、インピーダンス・ニューモグラフィー
信号が心拍によって生じる場合、心拍によって生じる信
号に対するそれ以上の応答が防止されるまで、キャリア
のしきい値が増大する。従って、この自動的基本調整の
後に、心臓アーティファクト信号の振幅を超える振幅を
備えた呼吸信号は、自動的に検出される。
号にフィルタリングを施すことによってインピーダンス
・ニューモグラフィー信号から呼吸信号を導き出す方法
が明らかにされているが、この場合、心拍数が測定さ
れ、心拍の周期がインピーダンス・ニューモグラフィー
信号の周期と比較される。両方の信号の周期がほぼ同じ
場合、すなわち、インピーダンス・ニューモグラフィー
信号が心拍によって生じる場合、心拍によって生じる信
号に対するそれ以上の応答が防止されるまで、キャリア
のしきい値が増大する。従って、この自動的基本調整の
後に、心臓アーティファクト信号の振幅を超える振幅を
備えた呼吸信号は、自動的に検出される。
【０００８】3,608,542 には、もう１つのフィルタリン
グ方法が開示されている。ここでは、心臓血管信号成分
を抑圧するため、可調整狭帯域フィルタ及び可調整レベ
ル検出器が使用され、フィルタリングを施すべき心臓ア
ーティファクト信号成分の周期性が高い場合に限って、
良好なフィルタリング結果が得られる。
グ方法が開示されている。ここでは、心臓血管信号成分
を抑圧するため、可調整狭帯域フィルタ及び可調整レベ
ル検出器が使用され、フィルタリングを施すべき心臓ア
ーティファクト信号成分の周期性が高い場合に限って、
良好なフィルタリング結果が得られる。
【０００９】
【発明の目的】本発明の目的は、インピーダンス・ニュ
ーモグラフィー信号から導き出される呼吸信号と心臓ア
ーティファクト信号の両方または一方が、さらに高い確
度で得られる方法で、少なくとも呼吸信号成分と心臓ア
ーティファクト信号成分を有する生理信号から呼吸信号
と心臓アーティファクト信号の両方または一方を導き出
す方法を提供することにある。本発明は、少なくとも呼
吸信号成分と心臓アーティファクト信号成分を有する生
理信号から呼吸信号と心臓アーティファクト信号の両方
または一方を表わした出力信号を導き出す方法を提供す
る。
ーモグラフィー信号から導き出される呼吸信号と心臓ア
ーティファクト信号の両方または一方が、さらに高い確
度で得られる方法で、少なくとも呼吸信号成分と心臓ア
ーティファクト信号成分を有する生理信号から呼吸信号
と心臓アーティファクト信号の両方または一方を導き出
す方法を提供することにある。本発明は、少なくとも呼
吸信号成分と心臓アーティファクト信号成分を有する生
理信号から呼吸信号と心臓アーティファクト信号の両方
または一方を表わした出力信号を導き出す方法を提供す
る。
【００１０】
【発明の概要】本発明の方法は、次のステップから構成
される：まず、心拍の瞬間（ある時点）を検出する。次
に、その心拍の瞬間における生理信号の振幅を記憶す
る。次に、その心拍の瞬間に関連した学習信号を計算し
て、記憶する。学習信号は、前の学習信号と、生理信号
の瞬時振幅と生理信号の記憶振幅との差との関数として
計算される。最後に、瞬時振幅かつ、または、瞬時振幅
と前の学習信号の差から出力信号を導き出す。
される：まず、心拍の瞬間（ある時点）を検出する。次
に、その心拍の瞬間における生理信号の振幅を記憶す
る。次に、その心拍の瞬間に関連した学習信号を計算し
て、記憶する。学習信号は、前の学習信号と、生理信号
の瞬時振幅と生理信号の記憶振幅との差との関数として
計算される。最後に、瞬時振幅かつ、または、瞬時振幅
と前の学習信号の差から出力信号を導き出す。
【００１１】最も望ましい実施例の場合、検出される生
生理信号は、インピーダンス・ニューモグラフィー信号
である。さらに、最も望ましい実施例の場合、学習信号
を計算し、記憶するステップは、複数の瞬間に関する複
数の学習信号値を計算するステップと、記憶するステッ
プから構成される。本発明によれば、各瞬間は、心拍の
瞬間からの所定の時間間隔で発生する。さらに、最も望
ましい実施例の場合、インピーダンス・ニューモグラフ
ィー信号から学習信号を引いて、心臓アーティファクト
信号成分または心臓血管のアーティファクトのほとんど
ない呼吸信号が導き出される。
生理信号は、インピーダンス・ニューモグラフィー信号
である。さらに、最も望ましい実施例の場合、学習信号
を計算し、記憶するステップは、複数の瞬間に関する複
数の学習信号値を計算するステップと、記憶するステッ
プから構成される。本発明によれば、各瞬間は、心拍の
瞬間からの所定の時間間隔で発生する。さらに、最も望
ましい実施例の場合、インピーダンス・ニューモグラフ
ィー信号から学習信号を引いて、心臓アーティファクト
信号成分または心臓血管のアーティファクトのほとんど
ない呼吸信号が導き出される。
【００１２】
【実施例】本発明は、心臓アーティファクト信号が、固
定周期または時間的にゆっくり変化する周期を有する信
号と思われることはあり得ないが、心拍のサイクル内の
時間に関連した特定の始点（今後はこれを、“心拍の瞬
間”と呼ぶ）から始まる信号であり、１つの心拍からも
う１つの心拍までほとんど不変のままの信号パターンま
たは波形を備えている信号であることを理解するところ
から始まる。本発明は、自己適応ルーチンにおいて適応
信号または学習信号によってこの信号パターンをシミュ
レートし、これによって、心拍の瞬間が検出され、そし
てこの瞬間における生理信号の振幅が、基準振幅として
記憶されるようにする。次に、心拍の瞬間に関連したパ
ターンを有する学習信号が、生理信号の瞬時振幅と記憶
されている振幅との差に基づき、また、前の学習信号に
基づいて計算され、記憶される。学習信号を適正に計算
すると、心拍の瞬間と相関関係のない生理信号の成分
は、減少するが、心拍の瞬間と相関関係のある成分は増
加するので、学習信号は、絶えず、現在の心臓アーティ
ファクト信号成分に適応する。さらに詳細に後述するよ
うに、こうして得られる学習信号は、心臓アーティファ
クト信号が出力信号として所望の場合には、直接、出力
信号として利用することができ、あるいは、心臓アーテ
ィファクト信号のない呼吸信号を計算するために、生理
信号から差引いて利用することもできる。
定周期または時間的にゆっくり変化する周期を有する信
号と思われることはあり得ないが、心拍のサイクル内の
時間に関連した特定の始点（今後はこれを、“心拍の瞬
間”と呼ぶ）から始まる信号であり、１つの心拍からも
う１つの心拍までほとんど不変のままの信号パターンま
たは波形を備えている信号であることを理解するところ
から始まる。本発明は、自己適応ルーチンにおいて適応
信号または学習信号によってこの信号パターンをシミュ
レートし、これによって、心拍の瞬間が検出され、そし
てこの瞬間における生理信号の振幅が、基準振幅として
記憶されるようにする。次に、心拍の瞬間に関連したパ
ターンを有する学習信号が、生理信号の瞬時振幅と記憶
されている振幅との差に基づき、また、前の学習信号に
基づいて計算され、記憶される。学習信号を適正に計算
すると、心拍の瞬間と相関関係のない生理信号の成分
は、減少するが、心拍の瞬間と相関関係のある成分は増
加するので、学習信号は、絶えず、現在の心臓アーティ
ファクト信号成分に適応する。さらに詳細に後述するよ
うに、こうして得られる学習信号は、心臓アーティファ
クト信号が出力信号として所望の場合には、直接、出力
信号として利用することができ、あるいは、心臓アーテ
ィファクト信号のない呼吸信号を計算するために、生理
信号から差引いて利用することもできる。
【００１３】本発明の方法によって、デジタル回路、と
りわけ、市販のマイクロコンピュータを用いて呼吸信号
と心臓アーティファクト信号の両方または一方を導き出
すことが可能になる。このため、学習信号は、複数の学
習信号値に分割され、心拍の瞬間からの異なる時間間隔
で得られる学習信号値に対応するアドレス番号で、半導
体メモリに記憶することができる。本発明による方法を
利用して、インピーダンス・ニューモグラフィー信号に
基づく呼吸信号を導き出し、あるいは、計算する場合に
は、インピーダンス・ニューモグラフィー信号から学習
信号を差引くことによって、心臓アーティファクト信号
成分から呼吸信号を分離することができる。
りわけ、市販のマイクロコンピュータを用いて呼吸信号
と心臓アーティファクト信号の両方または一方を導き出
すことが可能になる。このため、学習信号は、複数の学
習信号値に分割され、心拍の瞬間からの異なる時間間隔
で得られる学習信号値に対応するアドレス番号で、半導
体メモリに記憶することができる。本発明による方法を
利用して、インピーダンス・ニューモグラフィー信号に
基づく呼吸信号を導き出し、あるいは、計算する場合に
は、インピーダンス・ニューモグラフィー信号から学習
信号を差引くことによって、心臓アーティファクト信号
成分から呼吸信号を分離することができる。
【００１４】本発明の方法は、各心拍の瞬間が生じる毎
に時間値がリセットされ、それからインクリメントする
ので、特定の学習信号値を記憶するためだけではなく、
それを読み取るためのアクセス・アドレスとしても利用
することが可能になり、市販のマイクロコンピュータを
用いた実施にとりわけよく適合するものである。
に時間値がリセットされ、それからインクリメントする
ので、特定の学習信号値を記憶するためだけではなく、
それを読み取るためのアクセス・アドレスとしても利用
することが可能になり、市販のマイクロコンピュータを
用いた実施にとりわけよく適合するものである。
【００１５】新しい学習信号値は、単純な原理によっ
て、心拍サイクルにおける対応する時間に得られた前の
学習信号値、及び、生理信号の瞬時振幅と記憶振幅の差
から導き出すことができる。前の学習信号値と、この差
の重み付けによって学習関数が得られる。この学習関数
によって、心臓人為信号をシミュレートした学習信号が
得られることになるが、最後に検出した心臓アーティフ
ァクト信号が学習信号に最も影響し、それより前に検出
した心臓アーティファクト信号の影響は、隔たりに従っ
て、だんだんと少なくなる。この学習関数によって、絶
えず学習信号が心臓アーティファクト信号に適応し、時
間平均によって、心拍の瞬間に関連のない信号成分が除
去され、発生が古くなるほど心臓アーティファクト信号
の影響が弱められることになる。
て、心拍サイクルにおける対応する時間に得られた前の
学習信号値、及び、生理信号の瞬時振幅と記憶振幅の差
から導き出すことができる。前の学習信号値と、この差
の重み付けによって学習関数が得られる。この学習関数
によって、心臓人為信号をシミュレートした学習信号が
得られることになるが、最後に検出した心臓アーティフ
ァクト信号が学習信号に最も影響し、それより前に検出
した心臓アーティファクト信号の影響は、隔たりに従っ
て、だんだんと少なくなる。この学習関数によって、絶
えず学習信号が心臓アーティファクト信号に適応し、時
間平均によって、心拍の瞬間に関連のない信号成分が除
去され、発生が古くなるほど心臓アーティファクト信号
の影響が弱められることになる。
【００１６】心拍の瞬間は、心電計によってQRS 信号の
パルスで導き出すことができる。QRS 信号は、通常の患
者モニターに既存のパラメータであるため、心拍の瞬間
を求めるこの方法は、好都合である。留意すべきは、本
明細書で用いられている用語“心拍の瞬間" は、心臓ア
ーティファクト信号内におけるある基準点を意味すると
いうことである。やはり留意すべきは、心臓血管アーテ
ィファクト要素または心臓アーティファクト信号には限
界振幅があり、その最大値は、通常、0.5 オーム未満と
いう点である。呼吸が弱ければ、呼吸信号の振幅は約１
オーム程度が普通である。新生児のインピーダンス・ニ
ューモグラフィーによるモニター時には、呼吸速度が心
拍数と同じという極端な状況の生じる可能性がある。学
習信号の振幅を制限することによって、同じ信号速度の
ため、学習信号におけるエラー積分によって、呼吸信号
がゼロになるという状況が防止され、信頼に足る呼吸信
号の検出が保証されることになる。
パルスで導き出すことができる。QRS 信号は、通常の患
者モニターに既存のパラメータであるため、心拍の瞬間
を求めるこの方法は、好都合である。留意すべきは、本
明細書で用いられている用語“心拍の瞬間" は、心臓ア
ーティファクト信号内におけるある基準点を意味すると
いうことである。やはり留意すべきは、心臓血管アーテ
ィファクト要素または心臓アーティファクト信号には限
界振幅があり、その最大値は、通常、0.5 オーム未満と
いう点である。呼吸が弱ければ、呼吸信号の振幅は約１
オーム程度が普通である。新生児のインピーダンス・ニ
ューモグラフィーによるモニター時には、呼吸速度が心
拍数と同じという極端な状況の生じる可能性がある。学
習信号の振幅を制限することによって、同じ信号速度の
ため、学習信号におけるエラー積分によって、呼吸信号
がゼロになるという状況が防止され、信頼に足る呼吸信
号の検出が保証されることになる。
【００１７】次に、本発明の方法に従って動作する。本
発明による装置の望ましい実施例について説明するが、
同様の番号及び同様の参照文字は、同様の要素またはス
テップを表わしている。第１図はインピーダンス・ニュ
ーモグラフィー信号とQRS 信号から呼吸信号を導出する
本発明の方法を実施するための装置のブロック図であ
る。第１図を参照すると、本発明の方法の実施に適し
た、参照番号１で表示の装置は、その間の胸郭インピー
ダンスを測定してインピーダンス・ニューモグラフィー
信号を導き出すため患者の胸郭に取りつけられた２つの
インピーダンス測定電極３、４と、心電図信号を発生す
るためのECC 電極５を有する。前述の信号は、三線式ケ
ーブル７を介して、患者モニタ６に送られる。患者モニ
タは、“ヒューレット・パッカード78354 ”と称するタ
イプのモニターが望ましい。モニタ６は第１の出力８に
インピーダンス・ニューモグラフィ信号を送り出し、ま
た、第２出力９に、心拍の瞬間を表わす、ECG 信号から
導き出したQRS 信号を送り出す。インピーダンス・ニュ
ーモグラフィー信号及びQRS 信号を得るための装置は、
先行技術により既知のものであり、従して、詳細な説明
な不要である。
発明による装置の望ましい実施例について説明するが、
同様の番号及び同様の参照文字は、同様の要素またはス
テップを表わしている。第１図はインピーダンス・ニュ
ーモグラフィー信号とQRS 信号から呼吸信号を導出する
本発明の方法を実施するための装置のブロック図であ
る。第１図を参照すると、本発明の方法の実施に適し
た、参照番号１で表示の装置は、その間の胸郭インピー
ダンスを測定してインピーダンス・ニューモグラフィー
信号を導き出すため患者の胸郭に取りつけられた２つの
インピーダンス測定電極３、４と、心電図信号を発生す
るためのECC 電極５を有する。前述の信号は、三線式ケ
ーブル７を介して、患者モニタ６に送られる。患者モニ
タは、“ヒューレット・パッカード78354 ”と称するタ
イプのモニターが望ましい。モニタ６は第１の出力８に
インピーダンス・ニューモグラフィ信号を送り出し、ま
た、第２出力９に、心拍の瞬間を表わす、ECG 信号から
導き出したQRS 信号を送り出す。インピーダンス・ニュ
ーモグラフィー信号及びQRS 信号を得るための装置は、
先行技術により既知のものであり、従して、詳細な説明
な不要である。
【００１８】第１出力８からのインピーダンス・ニュー
モグラフィ信号は、A/D 変換器10によってデジタル信号
に変換され、第１入力ポート12によってマイクロコンピ
ュータ11に送り込まれる。患者モニタ６の第２の出力９
からのパルス状QRS 信号は、RSフリップ・フロップ(FF)
14のセット入力13に加えられる。RSフリップ・フロップ
14のＱ出力15が、マイクロコンピュータ11の第２入力ポ
ート16に接続される。マイクロコンピュータ11は、先行
QRS パルスによって生じる、第２入力ポート16における
高論理レベルの存在を検出すると、すぐ、その第１出力
17からリセット信号を送り出し、これが、RSフリップ・
フロップ14のリセット入力18に加えられる。当該技術の
当業者には明らかなように、RSフリップ・フロップ14
は、マイクロコンピュータ11によるQRS 信号のパルスの
安全な検出を保証する働きをする。フィルタされた呼吸
信号が、D/A 変換器20に接続された第２出力ポート19か
らマイクロコンピュータによって発生する。パルス発生
器22はその信号をプロセッサ11の割込み線路21に送り込
み、この結果、第２図に関連して後述のプログラムが連
続して、繰返し実行されることになる。望ましい実行周
波数は約100Hz である。
モグラフィ信号は、A/D 変換器10によってデジタル信号
に変換され、第１入力ポート12によってマイクロコンピ
ュータ11に送り込まれる。患者モニタ６の第２の出力９
からのパルス状QRS 信号は、RSフリップ・フロップ(FF)
14のセット入力13に加えられる。RSフリップ・フロップ
14のＱ出力15が、マイクロコンピュータ11の第２入力ポ
ート16に接続される。マイクロコンピュータ11は、先行
QRS パルスによって生じる、第２入力ポート16における
高論理レベルの存在を検出すると、すぐ、その第１出力
17からリセット信号を送り出し、これが、RSフリップ・
フロップ14のリセット入力18に加えられる。当該技術の
当業者には明らかなように、RSフリップ・フロップ14
は、マイクロコンピュータ11によるQRS 信号のパルスの
安全な検出を保証する働きをする。フィルタされた呼吸
信号が、D/A 変換器20に接続された第２出力ポート19か
らマイクロコンピュータによって発生する。パルス発生
器22はその信号をプロセッサ11の割込み線路21に送り込
み、この結果、第２図に関連して後述のプログラムが連
続して、繰返し実行されることになる。望ましい実行周
波数は約100Hz である。
【００１９】次に、プログラムの流れ図を第２図により
説明する。インピーダンス・ニューモグラフィー信号か
らフィルターにかけた呼吸信号を計算する本発明の方法
を実施するマイクロコンピュータ11の動作を示す。ステ
ップS1において割込み信号（第１図の21) の受信に引続
き、マイクロコンピュータ11は、第２のプログラム・ス
テップS2において、その第１の入力ポート12に生じるイ
ンピーダンス値を読み取り、変数“IMP"として記憶し、
A/D 変換器10を再始動させる。第３のプログラム・ステ
ップS3において、QRS パルスの有無を表わす論理値QRS
は、値“FALSE"に初期設定される。フリップ・フロップ
14の出力から送り出されて、第２の入力ポート16に生じ
る論理値が、読み取られる。そのフリップ・フロップが
セットされると、論理値QRS は即座に“TRUE" にセット
される。
説明する。インピーダンス・ニューモグラフィー信号か
らフィルターにかけた呼吸信号を計算する本発明の方法
を実施するマイクロコンピュータ11の動作を示す。ステ
ップS1において割込み信号（第１図の21) の受信に引続
き、マイクロコンピュータ11は、第２のプログラム・ス
テップS2において、その第１の入力ポート12に生じるイ
ンピーダンス値を読み取り、変数“IMP"として記憶し、
A/D 変換器10を再始動させる。第３のプログラム・ステ
ップS3において、QRS パルスの有無を表わす論理値QRS
は、値“FALSE"に初期設定される。フリップ・フロップ
14の出力から送り出されて、第２の入力ポート16に生じ
る論理値が、読み取られる。そのフリップ・フロップが
セットされると、論理値QRS は即座に“TRUE" にセット
される。
【００２０】第４のプログラム・ステップS4において、
論理値QRS が“TRUE”か否かが判定される。その通りで
あれば、プログラムは、第５のプログラム・ステップS5
を続行する。別様の場合は、プログラムは、第６のプロ
グラム・ステップS6に飛び越す。第５のプログラム・ス
テップにおいて、フリップ・フロップ14は、マイクロコ
ンピュータの第１の出力17において高論理レベルが生じ
ることによってリセットされ、時間軸を表わす値TSが、
ゼロにセットされる。この基準時間に生じるインピーダ
ンス・ニューモグラフィー信号の振幅値IMP は、基準振
幅IMP ＿OFFSETとして記憶される。
論理値QRS が“TRUE”か否かが判定される。その通りで
あれば、プログラムは、第５のプログラム・ステップS5
を続行する。別様の場合は、プログラムは、第６のプロ
グラム・ステップS6に飛び越す。第５のプログラム・ス
テップにおいて、フリップ・フロップ14は、マイクロコ
ンピュータの第１の出力17において高論理レベルが生じ
ることによってリセットされ、時間軸を表わす値TSが、
ゼロにセットされる。この基準時間に生じるインピーダ
ンス・ニューモグラフィー信号の振幅値IMP は、基準振
幅IMP ＿OFFSETとして記憶される。
【００２１】第６のプログラム・ステップS6において、
瞬時時間値TSが、心拍の瞬間（TS＝０）の発生から始ま
る学習信号の最長持続時間を表わす最大値NCAT未満か否
かが判定される。NCAT未満であれば、プログラムは、第
７のプログラム・ステップS7に進み、一方、別様であれ
ば、第８のプログラム・ステップS8を続行する。
瞬時時間値TSが、心拍の瞬間（TS＝０）の発生から始ま
る学習信号の最長持続時間を表わす最大値NCAT未満か否
かが判定される。NCAT未満であれば、プログラムは、第
７のプログラム・ステップS7に進み、一方、別様であれ
ば、第８のプログラム・ステップS8を続行する。
【００２２】第７のプログラム・ステップS7において、
マイクロコンピュータの出力信号OUT が、まず、瞬時イ
ンピーダンス値IMP と、瞬時時間値TSに関連した学習信
号値CAT(TS）との差にセットされる。次のステップにお
いて、新しい学習信号値CAT(TS）は、前の学習信号値CA
T(TS）と平均化定数NAVEから１を引いた値とを掛算して
セットされ、この値は、瞬時振幅と記憶されている基準
振幅の差（IMP-IMP ＿OFFSET）だけ増加され、結果得ら
れた量が平均化定数NAVEで割られる。次に、瞬時時間値
TSが、１だけインクリメントされる。第６のプログラム
・ステップS6において行なわれる判定結果が、否定とす
ると、この場合、補正は不必要なので、第８のプログラ
ム・ステップS8において、出力値OUT は、インピーダン
ス・ニューモグラフィー信号の瞬時値IMP にセットされ
る。
マイクロコンピュータの出力信号OUT が、まず、瞬時イ
ンピーダンス値IMP と、瞬時時間値TSに関連した学習信
号値CAT(TS）との差にセットされる。次のステップにお
いて、新しい学習信号値CAT(TS）は、前の学習信号値CA
T(TS）と平均化定数NAVEから１を引いた値とを掛算して
セットされ、この値は、瞬時振幅と記憶されている基準
振幅の差（IMP-IMP ＿OFFSET）だけ増加され、結果得ら
れた量が平均化定数NAVEで割られる。次に、瞬時時間値
TSが、１だけインクリメントされる。第６のプログラム
・ステップS6において行なわれる判定結果が、否定とす
ると、この場合、補正は不必要なので、第８のプログラ
ム・ステップS8において、出力値OUT は、インピーダン
ス・ニューモグラフィー信号の瞬時値IMP にセットされ
る。
【００２３】第９のプログラム・ステップS9において、
出力値OUT は、フィルターにかけられた出力信号として
D/A 変換器20に送られ、該変換器からアナログ形式で送
り出される。ステップS9がすむと、プロセッサは、ステ
ップS10 において新しい割込みを待ってから、第４のプ
ログラム・ステップS4に戻る。
出力値OUT は、フィルターにかけられた出力信号として
D/A 変換器20に送られ、該変換器からアナログ形式で送
り出される。ステップS9がすむと、プロセッサは、ステ
ップS10 において新しい割込みを待ってから、第４のプ
ログラム・ステップS4に戻る。
【００２４】図３ａ及び図４ａ（図４ａは、図３ａの続
きである）には、人為的に誘発されたニューモグラフィ
ー信号のパターンが示されている。図３ｂ及び図４ｂに
は、本発明の方法、すなわち、上述の計算に用いられる
ルーチンに従って計算された出力信号の曲線が示されて
いる。この曲線をより深く理解するには、学習信号値
“CAT(TS）”が、特定の計算ルーチンの開始時にゼロに
セットされていることに留意すべきである。図３ｂ、図
４ｂの出力曲線により観測されるように、学習プロセス
を進めるにつれて、心臓アーティファクト信号成分に対
応する入力信号の妨害成分が、しだいに抑圧され、フィ
ルターにかけられた信号は純呼吸信号に対応することに
なる。本発明による方法の実施可能性は、本発明のアル
ゴリズムと患者の信号を用いてテストされた。該実施可
能性については、心拍数が不規則になる心室性期外収縮
の発生時に、及び、エラーQRS の判定が行なわれる場合
にも立証することが可能である。
きである）には、人為的に誘発されたニューモグラフィ
ー信号のパターンが示されている。図３ｂ及び図４ｂに
は、本発明の方法、すなわち、上述の計算に用いられる
ルーチンに従って計算された出力信号の曲線が示されて
いる。この曲線をより深く理解するには、学習信号値
“CAT(TS）”が、特定の計算ルーチンの開始時にゼロに
セットされていることに留意すべきである。図３ｂ、図
４ｂの出力曲線により観測されるように、学習プロセス
を進めるにつれて、心臓アーティファクト信号成分に対
応する入力信号の妨害成分が、しだいに抑圧され、フィ
ルターにかけられた信号は純呼吸信号に対応することに
なる。本発明による方法の実施可能性は、本発明のアル
ゴリズムと患者の信号を用いてテストされた。該実施可
能性については、心拍数が不規則になる心室性期外収縮
の発生時に、及び、エラーQRS の判定が行なわれる場合
にも立証することが可能である。
【００２５】
【発明の効果】以上の説明より明らかなように、本発明
によれば、心拍の瞬間（心拍サイクル内のある時間点）
を検出すること、その瞬間における生理信号の振幅を記
憶すること、学習信号（この学習信号は以前の学習信号
と、生理的信号とその記憶値との差との関数である）を
計算、記憶することによって、生理的、信号特にインピ
ーダンス・ニューモグラフィー信号から呼吸信号および
または心臓アーティフアクト信号を導出する。学習信号
は特定の心拍の瞬間に関する各時刻で開始して読み出さ
れ、心臓アーティフアクト信号が導出され、また各心拍
の瞬間における生理的信号から差し引かれて呼吸信号が
導出される。当業者には明らかなように、本発明は、心
臓アーティフアクト信号成分のない呼吸信号を得るため
に、また、呼吸信号成分のない心臓アーティフアクト信
号を発生するために、あるいは、同時に両方の信号を発
生するためにも利用することが可能である。
によれば、心拍の瞬間（心拍サイクル内のある時間点）
を検出すること、その瞬間における生理信号の振幅を記
憶すること、学習信号（この学習信号は以前の学習信号
と、生理的信号とその記憶値との差との関数である）を
計算、記憶することによって、生理的、信号特にインピ
ーダンス・ニューモグラフィー信号から呼吸信号および
または心臓アーティフアクト信号を導出する。学習信号
は特定の心拍の瞬間に関する各時刻で開始して読み出さ
れ、心臓アーティフアクト信号が導出され、また各心拍
の瞬間における生理的信号から差し引かれて呼吸信号が
導出される。当業者には明らかなように、本発明は、心
臓アーティフアクト信号成分のない呼吸信号を得るため
に、また、呼吸信号成分のない心臓アーティフアクト信
号を発生するために、あるいは、同時に両方の信号を発
生するためにも利用することが可能である。
【図１】本発明の方法により、インピーダンス・ニュー
モグラフィ信号およびQRS 信号から呼吸信号を導出する
ための装置を示したブロック図である。
モグラフィ信号およびQRS 信号から呼吸信号を導出する
ための装置を示したブロック図である。
【図２】本発明の方法により、インピーダンス・ニュー
モグラフィ信号およびQRS 信号から呼吸信号を導出する
ための順序を示した流れ図である。
モグラフィ信号およびQRS 信号から呼吸信号を導出する
ための順序を示した流れ図である。
【図３ａ】インピーダンス・ニューモグラフィ信号のサ
ンプル図である。
ンプル図である。
【図３ｂ】本発明によりインピーダンス・ニューモグラ
フィ信号から計算され心臓アーティフアクト信号成分を
殆んど含まない呼吸信号を示した図である。
フィ信号から計算され心臓アーティフアクト信号成分を
殆んど含まない呼吸信号を示した図である。
【図４ａ】インピーダンス・ニューモグラフィ信号で図
３ａに、続く信号を示した図である。
３ａに、続く信号を示した図である。
【図４ｂ】図４ａに続く呼吸信号を示した図である。
フロントページの続き (73)特許権者 399117121 395 Ｐａｇｅ Ｍｉｌｌ Ｒｏａｄ Ｐａｌｏ Ａｌｔｏ，Ｃａｌｉｆｏｒｎ ｉａ Ｕ．Ｓ．Ａ. (56)参考文献 特開 昭51−130097（ＪＰ，Ａ) 特開 昭62−44265（ＪＰ，Ａ) 特開 昭56−63341（ＪＰ，Ａ) 実公 平２−4645（ＪＰ，Ｙ２) (58)調査した分野(Int.Cl.7，ＤＢ名) A61B 5/05 A61B 5/0452 A61B 5/08
Claims (12)
- 【請求項１】 少なくとも呼吸信号成分と心臓アーティ
ファクト信号成分とを含む生理信号から出力信号を導出
する、データ処理装置により実施される方法であって、
この出力信号が呼吸信号及び／又は心臓アーティファク
ト信号を表し、 (a)心拍における所定の瞬間において測定して記憶され
たインピーダンス・ニューモグラフィー信号の振幅と、
前記心拍における所定の瞬間の後に現れる心拍の所定の
瞬間において測定された前記インピーダンス・ニューモ
グラフィー信号の瞬時の振幅との差を計算するステップ
と、 (b)心拍における所定の瞬間に関連する学習信号を計算
して記憶するステップと、この学習信号が、前記インピ
ーダンス・ニューモグラフィー信号の前記瞬時の振幅と
前記インピーダンス・ニューモグラフィー信号の前記記
憶された振幅との差及び以前の学習信号の関数として計
算されており、 (c)以下のステップの少なくとも１つを実行するステッ
プと、 (c1)前記学習信号を読み出すことによって心臓アーティ
ファクト信号を表す出力信号を発生するステップ、 (c2)前記インピーダンス・ニューモグラフィー信号の前
記瞬時の振幅と前記学習信号との差を計算し、この計算
された差から呼吸信号を表す出力信号を発生するステッ
プ、 とからなる方法。 - 【請求項２】 前記学習信号を計算して記憶するステッ
プが、心拍における複数の瞬間に対する複数の学習信号
値を計算して記憶するステップからなり、この各瞬間が
前記心拍における所定の瞬間から所定の時間間隔をおい
て発生する、請求項１記載の方法。 - 【請求項３】 前記インピーダンス・ニューモグラフィ
ー信号から前記学習信号を引き、それによって心臓アー
ティファクト信号成分又は心臓血管アーティファクト信
号成分の含まれていない呼吸信号を導出するステップを
含む、請求項２記載の方法。 - 【請求項４】 さらに所定の心拍の瞬間で始まる各心拍
サイクルに対して、この所定の瞬間から始まる時間値
（TS）をインクリメントし、時刻の特定の瞬間に対応す
る学習信号値CAT（TS）にアクセスし、前記心拍サイク
ルの間、瞬時のインピーダンス・ニューモグラフィー信
号から前記学習信号値CAT（TS）を引くステップを含
む、請求項３記載の方法。 - 【請求項５】 特定の時間長さに関連する以前の学習信
号値から、及び瞬時の振幅と生理信号の記憶された振幅
との瞬時の差から、心拍における所定の瞬間からの特定
の時間長さに関連する新しい学習信号値を計算するステ
ップを含み、このステップが以前の学習信号値CAT（T
S）に平均化定数（NAVE）から１を引いた数をかけ算
し、この結果に前記瞬時の振幅と前記生理信号の前記記
憶された振幅との瞬時の差を加算し、得られた結果を前
記平均化定数（NAVE）でわり算することによって実施さ
れる、請求項４記載の方法。 - 【請求項６】 心電計及びQRS信号のパルスから前記心
拍における所定の瞬間を導出するステップを含む、請求
項５記載の方法。 - 【請求項７】 通常の呼吸信号の振幅よりも低くなるよ
うに、前記学習信号値の最大値を制限するステップ含
む、請求項６記載の方法。 - 【請求項８】 前記学習信号値の最大値を１オームに制
限することを含む、請求項７記載の方法。 - 【請求項９】 呼吸信号成分の含まれていない心臓アー
ティファクト信号を導出するために、各心拍における所
定の瞬間から始まる前記学習信号を周期的に読み出すこ
とを含む、請求項８記載の方法。 - 【請求項１０】 少なくとも呼吸信号成分と心臓アーテ
ィファクト信号成分とを含む生理信号から出力信号を導
出するための装置であって、この出力信号が呼吸信号及
び／又は心臓アーティファクト信号を表し、 (a)心拍における所定の瞬間を検出するための手段と、 (b)前記心拍における所定の瞬間において、信号の振幅
を測定して記憶するためのインピーダンス・ニューモグ
ラフィー手段と、 (c)前記心拍における所定の瞬間の後に現れる心拍の所
定の瞬間において、前記信号の瞬時の振幅を測定するた
めの手段と、 (d)前記信号の前記瞬時の振幅と前記信号の前記記憶さ
れた振幅との差を計算するための手段と、 (e)心拍における所定の瞬間に関連する学習信号を計算
して記憶するための手段と、この学習信号が、前記信号
の前記瞬時の振幅と前記信号の前記記憶された振幅との
差及び以前の学習信号の関連として計算されていること
と、 (f)前記出力信号を導出するための手段と、この手段が
前記学習信号を読み出すための手段と、前記信号の前記
瞬時の振幅及び前記学習信号の差を計算して、この計算
された差から出力信号を導出するための手段とからなる
ことと、 からなる装置。 - 【請求項１１】 少なくとも呼吸信号成分と心臓アーテ
ィファクト信号成分とを含む生理信号から出力信号を導
出するためのシステムであって、この出力信号が呼吸信
号及び／又は心臓アーティファクト信号を表し、 (a)患者の生理的状態を測定して、この生理的状態に基
づく生理信号を発生するための、及び心拍における所定
の瞬間を検出するためのモニタ手段と、この心拍におけ
る所定の瞬間を表すQRS信号を与えるためのECG手段と、 (b)前記生理信号をデジタル化するための、前記モニタ
手段と結合しているA/D手段と、 (c)前記心拍における所定の瞬間において、前記デジタ
ル化された生理信号の振幅を記憶するための、前記A/D
手段と結合している手段と、 (d)心拍における所定の瞬間に関連する学習信号を計算
して記憶するための手段と、この手段が、前記生理信号
の瞬時の振幅と前記生理信号の前記記憶された振幅との
差を計算するための、及び前記生理信号の前記瞬時の振
幅と前記生理信号の前記記憶された振幅との差及び以前
の学習信号の関数として前記学習信号を計算するための
手段を含むことと、 (e)前記出力信号を導出するための手段と、この手段
が、前記学習信号を読み出すための手段と、前記生理信
号の前記瞬時の振幅と前記学習信号の差を計算するため
の手段とを含むことと、 からなるシステム。 - 【請求項１２】 前記モニタ手段がインピーダンス・ニ
ューモグラフィー信号を発生するための手段を含む、請
求項１１記載のシステム。
Applications Claiming Priority (2)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| EP89123903A EP0434856B1 (en) | 1989-12-23 | 1989-12-23 | Method of deriving a respiration signal and/or a cardiac artifact signal from a physiological signal |
| DE89123903.0 | 1989-12-23 |
Publications (2)
| Publication Number | Publication Date |
|---|---|
| JPH04122239A JPH04122239A (ja) | 1992-04-22 |
| JP3224552B2 true JP3224552B2 (ja) | 2001-10-29 |
Family
ID=8202279
Family Applications (1)
| Application Number | Title | Priority Date | Filing Date |
|---|---|---|---|
| JP41347290A Expired - Fee Related JP3224552B2 (ja) | 1989-12-23 | 1990-12-21 | 呼吸信号およびまたはアーティファクト信号の導出方法 |
Country Status (4)
| Country | Link |
|---|---|
| US (1) | US5170794A (ja) |
| EP (1) | EP0434856B1 (ja) |
| JP (1) | JP3224552B2 (ja) |
| DE (1) | DE68916803T2 (ja) |
Families Citing this family (27)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| US5335666A (en) * | 1992-02-27 | 1994-08-09 | Edentec | Medical monitor with input regulation |
| US5540727A (en) * | 1994-11-15 | 1996-07-30 | Cardiac Pacemakers, Inc. | Method and apparatus to automatically optimize the pacing mode and pacing cycle parameters of a dual chamber pacemaker |
| FI106529B (fi) * | 1995-05-26 | 2001-02-28 | Instrumentarium Oy | Menetelmä potilaan hengityksen tarkkailemiseksi |
| GB9524968D0 (en) * | 1995-12-06 | 1996-02-07 | Brown Brian H | Impedance pneumography |
| US6129675A (en) | 1998-09-11 | 2000-10-10 | Jay; Gregory D. | Device and method for measuring pulsus paradoxus |
| US6115628A (en) * | 1999-03-29 | 2000-09-05 | Medtronic, Inc. | Method and apparatus for filtering electrocardiogram (ECG) signals to remove bad cycle information and for use of physiologic signals determined from said filtered ECG signals |
| NL1012223C2 (nl) * | 1999-06-03 | 2000-12-06 | Martil Instr B V | Hartgangmaker alsmede gangmakereenheid en elektrische draad daarvoor. |
| GB0014855D0 (en) | 2000-06-16 | 2000-08-09 | Isis Innovation | Combining measurements from different sensors |
| US6821254B2 (en) | 2000-07-21 | 2004-11-23 | Institute Of Critical Care Medicine | Cardiac/respiratory arrest detector |
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