JPH0347098B2 - - Google Patents

Description

【発明の詳細な説明】 ＜産業上の利用分野＞ 本発明は患者の呼吸を表わす波形を監視し、そ
して、無呼吸をす特性をもつ波形を検出する装置
に関し、この装置は、患者の呼吸を表わす波形を
もつ第一の電気信号および患者の心電図を表わす
第二の電気信号を処理する装置を含んでいる。

＜従来の技術＞ 患者の呼吸を表わす波形を監視する装置におい
ては、無呼吸警報（呼吸の停止を示す）の信頼
性、各無呼吸の期間の測定精度、および無呼吸検
出のための装定装置の感度は、例えば、胸部を横
切るインピーダンスを測定して作られる。患者の
呼吸を表わす波形の上にあつて、心臓の滑動に同
期している人工的電気変動の存在により大きく制
約される。この場合、人工的電気変動は、心血管
の人工的電気変動として知られており、心臓の運
動および血流量における変化が肋骨胸部のインピ
ーダンスの変動をつくる事実に因るものである。

もし、呼吸信号波が、上の人工的電気変動を含
まなければ、無呼吸は、少なくとも原則として、
呼吸信号の振幅の監視により、またこの振幅が所
定のしきい値より低い区間を検出することにより
検出できる事になる。事実上、この種の方法は、
信頼性がないが、それは、無呼吸（無呼吸は実際
上、ゼロ振幅の浅い呼吸により示される筈であ
る）の場合でさえ存在する心血管の人工的電気変
動の振幅は、しばしば選択された検出しきい値を
超え、そしてこのため正常な呼吸の存在を示すも
のと誤つて考えられる事があるからである。

もし、低い検出しきい値が選択されると、実際
上、無呼吸の生じたことが、気付かれない危険が
ある。もし、逆に、高い検出しきい値が選択され
ると、呼吸信号が低い振幅ではあるが、それでい
て無呼吸には十分低ければ、誤つた無呼吸警報が
発せられる危険がある。心血管の人工的電気変動
は、その振幅が呼吸信号に等しいかまたは、むし
ろそれよりも大きいことがしばしばあるので、も
し呼吸信号が低ければ、このような方法の使用者
は、信頼性ある無呼吸指を得るために、またこの
無呼吸の期間の正確な測定のために、適当な検出
しきい値を選ぶことは不可能である。

呼吸信号の基線における変動およびその上に重
畳される他の干渉信号周波数もまた無呼吸の検出
を困難にしている。

次の方法は、心血管の人工的電気変動の存在に
も拘わらず、無呼吸の検出の信頼性を改善するた
めに既に提案されている。

第一の公知の方法（仏国特許出願で公開第
226734号）においては、呼吸信号の周期に対応す
る時間間隔は、患者の心電図を表わす信号の連続
するQRS複合信号の間隔と比較され、もしこれ
ら間隔の間の差が所定の時間間隔にわたつて所定
のしきい値より低ければ、見掛け上存在する呼吸
信号は事実上心血管の人工的電気変動と考える。

第二の公知の方法（仏国特許出願で公開第
2192790号）においては、呼吸信号と患者の心電
図を表わす信号の位相差が測定され、もし、この
差が、所定の時間間隔にわたつて所定のしきい値
より低ければ、見掛け上存在する呼吸信号は事上
心血管の人工的電気変動と考える。

上の、２つの公知の方法には、次の不利点があ
る。

心臓の人工的電気的変動はしばしば検出の限界
にあるので、これらは不規則な検出では、周波数
または位相比較器から免かれ、その結果、呼吸は
正常とされ、無呼吸検出は得られない。

第三の公知の方法（英国特許出願第2060892）
においては、呼吸信号の時間に対する第一の導関
数を表わす信号が作られ、この信号の傾斜は、患
者の心電図を表わす信号の連続するQRS複合信
号の時間間隔に対応する時間間隔で検査され、そ
して、もし、この傾斜が、それが検査されている
間隔において負の値をとり、そして、もし、これ
が複数の連続した回数起これば、見掛け上存在す
る呼吸信号は事上心血管の人工的電気変動と考え
る。

この第三の公知の方法は、次の不利点がある。

− それは、信号の極性に敏感であり、もし電極
が正しい位置にないと、作動しない、 − それはいかなる種類の雑音にも敏感であり、
そして、特に極めて雑音性の信号は、検査区間
において、負の傾斜をもつ傾向がきわめて大き
いので、無呼吸と分類されるかもしれない、 − それは、QRS複合信号の発生のときに、人
工的電気変動の形を考慮に入れている。このよ
うな形は、しかし患者毎に同じではなく、電極
の位置に依存している。

この方法は、したがつてある患者には働かな
い。

＜発明の目的＞ 以下に述べる本発明の根底にある主要な目的
は、患者の呼吸監視の装置を提供することであ
り、これにより上述の公知の方法および装置の不
利点を少なくとも部分的に除去することができ、
呼吸信号上に心血管の人工的電気変動が存在して
も、信頼性ある無呼吸警報を与えそして各無呼吸
の期間をより大きな精度と感度で測定することが
でき、またこの種の装置を可能な最低の価格で可
能な最小な大きさで提供し、これらが、呼吸監視
システムに組み込まれてもその費用を過度に増加
しないようにする。

＜発明の利点＞ 本発明を使用することによる利点は次のとおり
である。

− 無呼吸警報の信頼性がかなり向上する、 − 無呼吸の測定装置の感度が増加する、 − 各無呼吸期間の測定の精度がかなり増加す
る、 そして − 本発明による装置を作るために要求される手
段が簡単でかつ費用が少ない。

＜実施例＞ 本発明による装置の実施例を図面を参照して説
明する。

第１図は、患者、例えば、新生児の、呼吸を表
わす信号および心電図を表わす信号作るため電極
１１１および１１２の位置決めを示す。第１図に
示す例において、これら二つの信号は、同じ電極
の組みにより作られる。本発明の範囲内におい
て、これら信号のおのおのは、しかし相互に別個
の手段により作つてもよい。

任意の第三の電極１１３を電位基準として、用
いることができる。

第１図に示された、電極は胸部を横切るインピ
ーダンスを測定することにより呼吸信号を作るこ
とを可能にする。この信号はまた、他の手段、例
えば、胸部負荷ゲージ、変位または加速度ピツク
アツプ、音響ピツクアツプ、または、空気入りマ
ツトレス圧力の変化を検出するための空気圧ピツ
クアツプによつても作ることができる。

第２図は、患者から、同時に得られる次の信号
の典型的な波形を示す。

− 患者１１の心電図を表わす波２１、 − 患者の呼吸を表わす波２２で、この波は、理
想的な場合心血管の人工的電気変動をもたな
い、 そして、 − 呼吸信号を表わす波形２３で、この波が、心
血管の人工的電気変動を含む場合である。

第２図における時間区間２７において、純然た
る呼吸信号の波２２はゼロ振幅をもち、そしてこ
れは、無呼吸に相当する。しかし、波２３は検出
しきい値を超える振幅もつが、そのわけは、それ
が波２３の部分２５により表わされる心血管の人
工的電気変動を含むからである。この人工的電気
変動は、従つて、検出しきい値の手段による無呼
吸の検出を妨げ、そして区間２７に正常常な呼吸
が存在するものと解釈させる。呼吸信号２３の振
幅を検出しきい値２６と比較することにより無呼
吸の検出を企てるとき次の困難に槽遇する。

− もし選ばれたしきい値が低ければ、無呼吸は
検出されない危険がある（第２図の区間２７に
おける場合である）、 − もし、他方、選ばれたしきい値が高ければ、
低い振幅の正常な呼吸信号の場合に、誤つた無
呼吸警報が発せられる危険がある。

あらゆる場合に、即ち、選ばれるしきい値に無
関係に、心血管の人工的電気変動の存在は呼吸休
止（無呼吸）の真の時間の測定を妨害しそして使
用者に適当なしきい値２６の選択（感度を調節す
ることにより）を困難にする。何故ならば、呼吸
信号の振幅は患者毎に変わるばかりでなく、また
同一人の患者の場合でも時間とともに変わるから
である。これらの困難は、次に述べるように、本
発明による装置の使用により除去される。

無呼吸のない正常な呼吸の場合における、本発
明において用いられる方法の第一の例が第３図に
おける波形により示されており、ここで時間軸は
水平破線で示される。この場合、一人の患者から
同時に作られる二つの信号が用いられ、心電図を
表わす信号２１と呼吸信号３１である。信号３１
は心血管の人工的電気変動を含むが、第３図に示
される場合の方法の結果には、目に見えるほどの
影響はなく、また、第３図おける信号３１を簡単
に表示するために、このような電気変動は示さな
い。

本発明において、信号４１が形成され、その波
形は、呼吸信号３１の時間に対する第一の導関数
を表わし、また信号４２が形成されその波形は積
分期間にわたつての積分を表わし、これら積分間
隔のおのおのは二つの連続するQRS複合信号の
間の間隔により決められ、各QRS複合信号の発
生のときにゼロにリセツトされる。第３図および
第４図においてこれらの複合信号の発生は垂直の
破線により示される。

積分区間の終りを示す各QRS複合信号の発生
の時点での信号４２の振幅は、正の極性をもつ振
幅のためのしきい値４４および負の極性をもつ振
幅のためのしきい値４６と比較される。もしこれ
らの時点での信号４２の振幅が、所定の時間間隔
にわたつてしきい値４４および４６をそれぞれ超
えなければ、無呼吸を示す警報が、発せられる。

上述の方法には次の利点がある。

− 時間に対する第一の導関数の使用（信号４１
の形成）は、一方において、また、積分区間の
終わりでのゼロへのリセツト（信号４２の形成
時）は、他方において、信号４２の振幅を呼吸
信号３１の基線の変動（ドリフト）に対して、
感度をなくし、 − 信号４１になされる積分動作はまた低域ろ波
作用を含み、これが、他の人工的電気変動（心
血管の人工的電気変動以外のもの）の影響およ
び再生性誤差を減少させる。

上述の方法は、一般に極めて有用であるが、第
４図に示される特定の場合、即ち、呼吸信号３４
の周波数が正確にECG信号２１の周波数の半分
であり、更に、信号３４が信号２１に対して都合
の悪い位相比をもつときは、働かなくなる。この
特定の場合に、信号４２の振幅は、各積分区間の
終わりで常に値ゼロを取り、そして無呼吸が存在
すると解釈させる。この難点を除く為、上の方法
の好ましい変形においては、信号４３が追加して
形成され、その波形は積分区間４７，４８，４
９、等にわたつての信号４１の積分を表わし、こ
れら積分区間のおのおのは信号４２の形成に用い
られる積分間隔の一つに対して間隔３３、例え
ば、200msだけずれており、そして、信号４３の
振幅は、これら積分区間４７，４８，４９、等の
各の終わりを示す時点で所定のしきい値４４およ
び４６とそれぞれ比較される。本発明のこの好ま
しい変形においては、信号４２の振幅および信号
４３の振幅がそれぞれの積分区間の終わりにおい
て、所定の時間間隔、例えば３秒にわたつて、し
きい値を超えないときだけ、無呼吸警報が発せら
れる。

第４図に示される極めて都合の悪い場合におい
て、積分区間の終わりでの信号４３の振幅は、し
きい値４６を超えそして誤りの無呼吸警報が発せ
られるのを確実に防止する。

第３図に示される、より一般的でかつよくある
場合においては、それぞれの積分区間の終わりで
の信号４２および４３の振幅の値はしきい値をそ
れぞれ超え、そして誤りの無呼吸警報が発せられ
るのを確実に防止する。

心血管の人工的電気変動の存在する無呼吸の場
合において、本発明において用いられる方法の他
の例が第５図の波形により示され、ここで時間軸
は水平の破線で表わされる。前のように、このや
り方は、一人の患者から発せられる二つの信号の
手段により行われ、即ち、ECGを表わす信号２
１および第３図の呼吸信号３１を作るため用いら
れる同じ手段で得られる信号３２である。信号３
２は、無呼吸（呼吸がない）を表わすので、その
波形は、実際的に心血管の人工的電気変動のみを
表わす。

本発明においては、信号５１が形成され、その
波形は信号３２の波形の時間に対する第一の導関
数を表し、また信号５２が形成され、その波形は
信号４１の積分期間にわたつて積分を表し、これ
らの積分区間のおのおのは信号２１の二つの連続
するQRS複合信号の間の間隔により画定され、
各QRS複合信号の発生でゼロにリセツトされる。
第５図において、各QRS複合信号の発生は垂直
の破線により示される。

積分区間の一つの終わりを示す各複合QRSの
発生の時における信号５２の振幅は、正極性の振
幅に対してはしきい値４４と、また、負の極性の
振幅に対してはしきい値４６と比較される。

第５図は、無呼吸期間における前述で決めた時
点で信号５２の振幅がしきい値４４および４６よ
り小さいことを示している。本発明において用い
られる方法の例においては、もしこれらの振幅が
所定の時間間隔にわたつて、これらのしきい値よ
り低いままでの残つていると無呼吸を示す警報が
発せられる。

本発明におけるやり方の信頼性を向上させるた
め、上述に対する変形においては、信号５３もま
た形成され、その波形は積分区間４７，４８，４
９、等にわたる信号５１の積分を表し、これら区
間のおのおのは信号５２の形成のために用いられ
る積分区間の一つに対して間隔３３だけずれてお
り、そして、これらの積分区間４７，４８，４
９、等の終わりをす時点で信号５３の振幅はしき
い値４４および４６とそれぞれ比較される。第５
図は、無呼吸区間において、信号５２および５３
の振幅は、それぞれ積分区間の終わりで、しきい
値４４および４６よりそれぞれ低いことを示す。
この本発明の好ましい変形においては、もしこれ
らの振幅が所定の時間間隔にわたつて上のしきい
値より低いままであれば、無呼吸を示す警報が発
せられる。

本発明における効能は、心血管のある特性に基
づいている。第６図に示すように、心血管の人工
的電気変動を表す信号の波形１２は、どのような
任意の形でもよいが、一般に正しい周期的で、
ECGを表す信号２１に同期しそしてその形は反
復的である。第６図にすように、心血管の人工的
電気変動を表す信号の波形１２は、その毎回の周
期に同じ振幅値で再び始まる。従つて、時点３５
で信号２１のQRS複合信号の発生の時、波１２
の点１３の振幅は、時点３６で次のQRS複合信
号の発生の点１５の振幅と同じである。波１２の
点１３および１５の前の点１４および１６は、そ
れぞれこれらの点１３と１５から時間間隔１７だ
け離れており、また同じ振幅である。心血管の人
工的電気変動の波形の後者の特性は、事実、本発
明において、患者の呼吸の監視中、信頼性ある無
呼吸検出と無呼吸期間の正確な測定を可能にする
適切な条件である。

第７図は、本発明の電子装置の第一の実施例を
示す。この装置は、次の回路の直列接続を含み、
即ち、微分回路７２、積分回路７３、しきい値検
出回路７４および双安定型Ｄフリツプフロツプ７
９である。

呼吸信号は微分回路７２の入力に加えられる。
その出力から呼吸信号の時間に対する第一の導関
数が供給される。この信号は積分回路７３の入力
に加えられる。その出力から、後者は、積分期間
にわたつてその入力に加えられる信号の積分を表
す信号を出し、その積分期間のおのおのは、患者
のECGの二つの連続するQRS複合信号の間の間
隔に相当する。積分回路７３は、短時間のスイツ
チ６９の閉により各QRS複合信号が発生すると
ゼロにリセツトされる。この閉動作はそれぞれ
QRS複合信号を表す信号により制御され、この
信号は、適当な検出回路の手段によりECGを表
す信号から引き出される。第７図において、スイ
ツチ６９を閉じるための制御は破線６８で表され
る。積分回路７３の出力からでる信号は、しきい
値検出器７４の第一の入力７５に加えられる。所
定のしきい値に対応する電圧は、しきい値検出器
７４の第二の入力７６に加えられる。これらの入
力に加えられる信号の比較の結果により、しきい
値検出器７４は論理１または０に対応する信号を
出力するこの信号は線７８を経てフリツプフロツ
プ回路７９のＤ入力に加えられる。各QRS複合
信号が発生すると、これに対応する信号が線７７
を経てフリツプフロツプ回路７９の第二の入力に
加えられる。このトリガ入力は、トリガ回路がデ
ジタル回路に使用されたときクロツクパルスを受
ける入力である。トリガ回路７９の出力信号は線
８１から与えられる。この出力信号はアナライザ
回路（第７図には示されない）に加えられ、この
回路は、もしフリツプフロツプ７９からの出力信
号が積分回路の出力信号の振幅が所定の時間間隔
にわたつてしきい値を超えないことを示せば無呼
吸警報をトリガする。

上述の電子装置は第３図を参照して説明した本
発明において用いられる方法の実施ができる。第
８図はこの装置のより完全な変形を示す。第３図
および第４図を参照して説明した本発明において
用いられるより好ましい方法の遂行を可能にす
る。

第８図に示す電子装置は、第７図に示した総て
の要素を含み、そしてさらに、次の要素を含む。

− 単安定マルチバイブレータ６２であつて、こ
れに線６１を経て、それぞれのQRS複合信号
に対応するパルスが入力信号として供給され
る。これらの同じパルスは積分回路７３におい
てスイツチ６９の閉を制御し（破線６８で示す
制御を介して）、またこれらはフリツプフロツ
プ７９の入力に加えられる。

− 積分回路８３であつて、これは積分回路７３
と同じ構成で、また原則として同じ動作であ
る。積分回路８３のゼロへのリセツトは、短時
間にわたつて閉じるスイツチ６７により行われ
る。このスイツチは（破線６６で示される制御
を介して）単安定マルチバイブレータ６２の出
力に供給されるパルスにより制御される。これ
らのパルスはQRS複合信号を表すパルスに対
してある量だけ遅延し、この遅延は、例えば
200msである。

− しきい値検出器８４であつて、線８５により
積分回路８３の出力に接続される入力をもち、
また線８６を経てしきい値に対応する電圧を受
ける入力をもつ、この検出器の出力信号は線８
８から供給される。しきい値検出器８４の動作
はしきい値検出器７４と同じである。

− 双安定型Ｄフリツプフロツプ８９であり、そ
の入力信号は、一方では、線８８を経て供給さ
れるしきい値検出器の出力信号であり、また、
他方では、線８７を経て供給される単安定マル
チバイブレータ６２の出力信号である。フリツ
プフロツプ８９の出力信号は線９１を経てアナ
ライザ（第８図には示されない）へ供給され
る。このアナライザは、フリツプフロツプ７９
および８９の出力信号が、それぞれ積分区間の
終わりでの積分回路７３および８３の振幅が所
定の時間間隔にわたつてしきい値を超えないこ
とを示すときのみ無呼吸警報をトリガする。

第９図は、第７図および第８図による装置の第
二の実施例を示す。第９図に示す装置において、
微分回路７２は保持されているが、第７図および
第８図に示された他の要素はマイクロプロセツサ
９３により置換され、これはまた、第７図および
第８図について述べた（しかし図示しない）アナ
ライザの機能も実行する。アナログデジタル変換
器１１８が微分回路７２の出力とマイクロプロセ
ツサ９３の入力との間に設けられる。QRS複合
信号に対応しまた線９２を経て到着するパルスが
マイクロプロセツサ９３の「割り込み」入力に供
給される。後者は、積分区間における1ms毎に微
分回路７２の出力信号の値を累積することにより
積分動作を遂行し、これら区間のおのおのの終わ
りでゼロにリセツトする。マイクロプロセツサ９
３はまた、これらの積分動作の結果を検出しきい
値と比較し、そして、適用できる時には、警報を
トリガし、これは線９４を経てマイクロプロセツ
サ９３の出力信号により起動される拡声器８２の
手段により聞くことができる。

第１０図は第９図に示す装置の完全なデジタル
変形を示す。この変形において、マイクロプロセ
ツサ１０３はまた、微分回路７２の機能も遂行す
る。線７１を経て送られる呼吸信号は、アナログ
デジタル変換器１１８の入力に供給され、この出
力はマイクロプロセツサの入力１１９に供給され
る。QRS複合信号に対応し、また線１０２を経
て到着するパルスはマイクロプロセツサの「割り
込み」入力に供給される。第９図の変形のように
拡声器８２がマイクロプロセツサの出力１０４に
接続され、そして、適用できるときは、マイクロ
プロセツサによりトリガされる無呼吸警報は聞く
ことが出来るようになる。

マイクロプロセツサ９３（第９図）および１０
３（第１０図）において、呼吸信号の第一の導関
数を表す信号は、呼吸信号の二つの連続する値の
差を計算することにより1ms毎に計算される。第
１１図は、第７図から第９図および第１２図にお
ける微分回路７２の振幅−周波数特性曲線の典型
的な形を示す。この図において示される３Hzでの
遮断周波数は典型的な例に過ぎない。それは、こ
の重要な条件ではない。

第１２図は、呼吸信号の監視の間無呼吸検出の
ための第９図に示された装置を含む装置のブロツ
ク図である。第９図について述べた装置の要素に
加えて、第１２図に示された装置は、次の要素を
含む。

− 浮動増幅器１１４であつて、その入力は第１
図に示された電極１１１，１１２および１１３
に接続される。増幅器１１４の出力の一つは患
者の呼吸を表す信号を出す。この信号は増幅器
１１５により増幅され、そして増幅された信号
は微分回路７２の入力に供給される。

− 浮動増幅器１１４の第二の出力は患者の心電
図を表す信号を出す。この信号は増幅器１１６
により増幅され、そして増幅された信号は
QRS複合信号の検出のため回路１１７の入力
に供給される。回路１１７の出力はこの複合信
号を表すパルスを出す。回路１１７の出力は線
９２を経てマイクロプロセツサ９３の「割り込
み」入力に接続される。

− キーボード１５３は、あるパラメータ、例え
ば、所定の時間間隔の持続期間でその後に本発
明の方法により無呼吸警報がトリガされるもの
を入力するためにマイクロプロセツサ９３の一
つの入力に接続される。

− デジタル表示器１５２、例えば、液晶表示器
が線１２１を経てマイクロプロセツサ９３の出
力に接続される。この装置で、警報状態、警報
原因、インシデントメモリの内容、等の表示が
可能である。

第１２図は、呼吸信号および患者のECGを表
す信号が電極の同じ群で作られる装置を示す。こ
の場合、浮動増幅器１１４は、呼吸信号をECG
信号から分離するに必要な手段、例えば、呼吸信
号を抽出するためのフイルタ１２２、および増幅
器１２３とECG信号を抽出するためのフイルタ
１２４の直列回路を含み、これらの信号は別個の
出力から出る。これらの信号のおのおのは、しか
し他のものから独立して、即ち、別個の手段で作
ることができる。

上述の実施例において、微分回路７２は、同様
な伝達関数をもつフイルタ手段で置き換えてもよ
い。

第１３図は、本発明において用いられる他の方
法の例を示す。この図において、水平の破線は示
される信号の各の基線を表す。心電図のおのおの
QRS複合信号の発生は、垂直の破線でされる。
この例において、呼吸信号のクランプは、QRS
複合信号が検出される時にはいつでも行われる。
信号１３１は、従つてその波形は、連続する
QRS複合信号の間の区間における呼吸信号の波
形に対応するように形成され、しかしその波形
は、QRS複合信号が検出されるときはいつでも
値ゼロを取る。QRS複合信号の発生の時点での
信号１３１の振幅の値は所定のしきい値１３２，
１３３と比較される。もし信号１３１の振幅が、
所定の時間間隔にわたつて、上記時点にしきい値
１３１および１３３をそれぞれ超えなければ、無
呼吸を示す警報がトリガされる。第１３図に示し
た逆の場合、ここでは、信号１３１の振幅が上記
しきい値を超えており、正常な呼吸の存在、従つ
て無呼吸の不在が確認される。

第１４図は、第１３図に示した方法を実行する
ための装置を略図で示す。この装置は、線７１を
経て送られる呼吸信号のアナログ クランプがで
きるようになつている。この装置は結合コンデン
サ１４１およびスイツチ１４２を含む。クランプ
を行うため、スイツチは、QRS複合信号の発生
で短時間閉じられる。スイツチ１４２を閉じるこ
とは、QRS複合信号を表すパルスにより制御さ
れる。この制御は、第１４図の破線１４３で示さ
れる。クランプされた呼吸信号１３１は、線１４
４を経てアナライザ回路（第１４図に示されな
い）に送られ、ここでは、もし信号１３１の振幅
が所定時間間隔にわたつてしきい値１３２，１３
３を超えなければ、無呼吸警報をトリガする。第
１４図に示した装置の機能は、マイクロプロセツ
サによつて実行してもよい。

【図面の簡単な説明】

第１図は、呼吸信号および患者の心電図を表す
信号を作るための電極の位置決めを示す。第２図
は、患者の心電図および呼吸信号を表す波形を示
す。第３図は、本発明において用いられる第一の
方法を示し、無呼吸がなく正常な呼吸信号の場合
におけるいくつかの典型的な信号の波形を含む。
第４図は、本発明において用いられる第一の方法
の好ましい変形を示し、無呼吸のない呼吸信号で
あるが、極めて都合の悪い場合である。第５図
は、第４図について述べたと同様な方法を示す
が、心血管の入工的電気変動の存在する無呼吸の
場合である。第６図は、典型的な心血管の人工的
電気変動波形をす。第７図は、本発明の装置の第
一の実施例を示す。第８図は、第７図の装置の変
形を示す。第９図は、第７図および第８図の装置
の第二の実施例を示す。第１０図は、第７図およ
び第８図の装置の第三の実施例を示す。第１１図
は、第７図から第８図および第１２図の微分回路
７２の振幅−周波数特製曲線の典型的な形を示
す。第１２図は、第９図の装置を含む呼吸信号の
監視の間無呼吸を検出するための装置のブロツク
図である。第１３図は、本発明において用いられ
る第二の方法を、関係する波形を参照して示す。
第１４図は、第１３図の方法を実行するための装
置を示す。 符号の説明、７２………微分回路（第三の信号
を出す）７３……積分回路（第四の信号を出す）、
７４……比較する装置、６８，６９……第四の信
号をリセツトする装置、８１……警報をトリガす
る装置。

Claims (1)

1. 【特許請求の範囲】 １ 患者の呼吸を表す波形を有する第１の電気信
   号とその患者の心電図を表す第２の電気信号とを
   形成する手段を備えた患者の呼吸監視装置であつ
   て、 イ） 前記第１の信号の時間についての第１の導
   関数を表す第３の信号を形成する手段７２と、 ロ） 前記第２の信号の２つの連続したQRS複
   合信号の間の期間に対応する積分期間に渡つて
   前記第３の信号の積分を表す第４の信号を形成
   する手段７３と、 ハ） 前記積分期間の終端を指示する各QRS複
   合信号の発生時における前記第４の信号の振幅
   を所定のしきい値と比較する手段７４と、 ニ） 前記第２の信号の各QRS複合信号の発生
   に同期して前記第４の信号を零にリセツトする
   手段６８，６９と、 ホ） 前記QRS複合信号の発生時における前記
   第４の信号の振幅が所定の期間に渡つて前記し
   きい値を超えなかつた時に無呼吸を表す警報を
   トリガする手段９３と、 を備えたことを特徴とする患者の呼吸監視装置。 ２ 特許請求の範囲第１項に記載の装置におい
   て、前記第３の信号を形成する手段は、微分回路
   の周波数減衰特性に類似する特性を有するフイル
   タ手段であることを特徴とする患者の呼吸監視装
   置。 ３ 患者の呼吸を表す波形を有する第１の電気信
   号とその患者の心電図を表す第２の電気信号とを
   形成する手段を備えた患者の呼吸監視装置であつ
   て、 イ） 前記第１の信号の時間についての第１の導
   関数を表す第３の信号を形成する手段７２と、 ロ） 前記第２の信号の２つの連続したQRS複
   合信号の間の期間に対応する第１の積分期間に
   渡つて前記第３の信号の積分を表す第４の信号
   を形成する手段７３と、 ハ） 前記積分期間の終端を指示する各QRS複
   合信号の発生時における前記第４の信号の振幅
   を所定のしきい値と比較する手段７４と、 ニ） 前記第２の信号の各QRS複合信号の発生
   に同期して前記第４の信号を零にリセツトする
   手段６８，６９と、 ホ） 前記QRS複合信号の発生時に前記第４の
   信号の振幅が所定の期間に渡つて前記しきい値
   を超えなかつた時に無呼吸を表す警報をトリガ
   する手段９３と、 ヘ） 前記第１の積分期間から所定期間だけづれ
   た第２の積分期間に渡り前記第３の信号の積分
   を表す第５の信号を形成する手段６２，８３
   と、 ト） 前記第２の積分期間の終端を指示する時点
   で前記第５の信号の振幅を所定値と比較する手
   段７４と、 チ） 前記第２の積分期間の終端で前記第５の信
   号を零にリセツトする手段６６，６７と、 リ） 前記第１の積分期間の終端における前記第
   ４の信号の振幅と前記第２の積分期間の終端に
   おける前記第５の信号の振幅が所定期間に渡つ
   て前記しきい値を超えなかつたときのみ、前記
   警報をトリガする手段７９，８９と、 を備えたことを特徴とする患者の呼吸監視装置。 ４ 特許請求の範囲第３項に記載の装置におい
   て、前記第３の信号を形成する手段は、微分回路
   の周波数減衰特性に類似する特性を有するフイル
   タ手段であることを特徴とする患者の呼吸監視装
   置。 ５ 患者の呼吸を表す波形を有する第１の電気信
   号とその患者の心電図を表す第２の電気信号とを
   形成する手段を備えた患者の呼吸監視装置であつ
   て、 イ） 前記第２の信号の各QRS複合信号の発生
   時における前記第１の信号の振幅を所定のしき
   い値と比較する手段と、 ロ） 前記第２の信号の各QRS複合信号の発生
   に同期して前記第１の信号を零にリセツトする
   手段１４３，１４２と、 ハ） 前記QRS複合信号の発生時に前記第１の
   信号の振幅が所定の期間に渡つて前記しきい値
   を超えなかつた時に無呼吸を表す警報をトリガ
   する手段と、 を備えたことを特徴とする患者の呼吸監視装置。