JPH11510067A - 電子聴診器 - Google Patents

Abstract

(57)【要約】 音響信号を処理して、診断に有用なフィルタリングされた信号を送るためのいくつかの動作モードを有する電子聴診器。ある動作モードで、聴診器は心臓の生物学的活動により発生する音響信号のみを実質的に送る。別の動作モードで、電子聴診器は肺の生物学的活動により発生する音響信号のみを実質的に送る。他の動作モードで、電子聴診器は、異常心臓音および正常心臓音を不均衡に増幅して、心臓異常の診断を改良する。電子聴診器は、従来の音響聴診器と同様に動作し、類似のスペクトル特性を有するため、音響聴診器の使用経験のあるユーザは、電子聴診器を容易に使用することができる。

Description

【発明の詳細な説明】 電子聴診器 関連出願の相互参照 本出願は、ここで参照する電子聴診器と題する１９９５年７月２１日出願の米 国特許出願第０８／５０５，６０１号の一部継続出願である。 発明の背景 １． 発明の分野 本発明は、一般に診断目的で使用する聴診器に関し、特に、電子聴診器および 診断目的で電子聴診器内の信号を処理する方法に関する。 ２． 関連技術の説明 電子聴診器は、技術において周知である。電子聴診器の例として、米国特許第 ３，２４７，３２４号、第４，０７１，６９４号、第４，１７０，７１７号、第 ４，２５４，３０２号、第４，４３８，７７２号、第４，５２８，６９０号、第 ４，５３４，０５８号、第４，６１８，９８６号が挙げられる。 電子聴診器は入手可能であるが、医師、看護婦、救急医療技士等の医療スタッ フに広く使用されていないように思われる。受け入れられない理由は明確ではな いが、現在入手可能な電子聴診器に関する問題は、体の様々な臓器の作用から発 生する音響信号を、熟練した使用者が慣れ親しんでいるやり方では再生できない ことであると思われる。現在入手可能な電子聴診器に関する他の問題は、電力を 大量に消耗し、重すぎ、大きすぎることであり、またユーザが、従来の音響聴診 器と比較して聴診器の使用方法を変える必要があることである。 医療スタッフは、主として音響聴診器の使用を通じて聴診技術を学び、特定の 音響品質や他の生物学的な音に関連するタイミングに基づいて、正常且つ異常な 心臓および肺の音を聞くための訓練をする。このように、音響聴診器には特異な 特性があり、その特性が、医療スタッフに聞こえる音響信号に与える効果はよく 知られており、診断に対して信頼がおける。従来の電子聴診器は、音響聴診器と 同様のスペクトル特性を用いて心臓や肺の音を再生しない場合がある。 従って、本発明は、少なくとも上記欠点を克服する電子聴診器を提供すること を目的とする。 さらに、本発明は、生物学的活動によって発生する音響信号を処理し、向上し た診断情報を与える方法を提供することを目的とする。 発明の要約 本発明は、典型的な音響聴診器に極めてよく似た電子聴診器を提供することに より、従来技術の欠点を克服する。本発明は、ユーザに対して音響聴診器のよう に、しかも性能特性が改良された状態で動作する。 一実施の形態において、本発明の電子聴診器は、音響信号を電子信号に変換す るための第１のトランスデューサと、入力が第１のトランスデューサの出力に結 合され、電子信号を処理して、音響信号のうち選択されたもののみを表す選択さ れた電子信号を送るための処理部と、処理部の出力に結合され、選択された電子 信号を音響信号に変換するための第２のトランスデューサとを備える。電子聴診 器は、聞こえない信号をフィルタリングするために、第１のトランスデューサお よび処理部との間にバンドパスフィルタを備えても良い。バンドパスフィルタも また、心臓や肺の音の周波数範囲外にある音をフィルタリングするために使用可 能である。 電子聴診器は、動作モードをいくつか備えることも可能である。“正常”動作 モードでは、聴診器が、第１のトランスデューサから、処理部を介して、実質的 に変化せずに第２のトランスデューサに電子信号を送る。この動作モードは、音 響聴診器の動作を模倣するように設計されているので、ユーザに聞こえる音響信 号が、音響聴診器により、音響信号の音量を調節可能なさらなる能力を用いて処 理される場合と同様のスペクトル特性を実質的に有することになる。このモード では、ユーザは、とりわけ血管の活動または血液の流れによって生じる音を聞く ことができる。この開示では、“正常”という用語は、聴診器の動作を呼ぶ場合 には、高調波に対する応答が心臓や肺の音の周波数範囲外にはない状態で、典型 的な従来の音響聴診器の音響応答またはスペクトル特性を意味する。“呼吸器” 動作モードでは、バンドパスフィルタからの電子信号が、第２のトランスデュー サに送られる前に、ハイパスフィルタによってフィルタリングされる。このフィ ルタリング動作は、肺以外の生物学的活動によって発生する音響信号に対応して 、電子信号を実質的にフィルタリングするため、聴診器のユーザは、肺の活動に よって生じる音のみを実質的に聞くことになる。ハイパスフィルタのコーナ（カ ットオフ）周波数は、１００ないし３００Ｈｚの範囲内でよい。 電子聴診器は、“心電図”動作モードを備えることも可能であり、このモード では、バンドパスフィルタからの電子信号が、第２のトランスデューサに送られ る前に、ローパスフィルタによってフィルタリングされる。この動作モードは、 心臓以外の生物学的活動によって発生する音響信号に対応して、電子信号を実質 的にフィルタリングするため、聴診器のユーザは、心臓の活動によって生じる音 のみを実質的に聞くことになる。ローパスフィルタのコーナ（カットオフ）周波 数は、４００ないし６００Ｈｚの範囲内でよい。 電子聴診器は、“雑音強調”動作モードを備えることも可能であり、このモー ドでは、バンドパスフィルタからの電子信号が、自動利得制御回路によって処理 され、その後、ローパスフィルタに送られる。雑音強調モードにより、聴診器が 、正常な心臓の活動によって生じる心臓音（例えば、いわゆる“主たる”または “第１”および“第２”の心臓音）に関して、異常な心臓の活動によって生じる 音（例えば、雑音）を不均衡に増幅可能であるが、その間、正常な心臓の活動の 音量は増幅しない。これによって、ユーザは、異常な心臓音と正常な心臓音との 関係をより明確に決定することが可能である。これには、正常な心臓の活動をあ まり増幅することなく、低いレベルの雑音活動を増幅する効果がある。この動作 モードにより、ユーザは、心臓雑音をよりはっきりと聞くことができる。この動 作モードにより、ユーザは、聞こえない、または聞こえにくい心臓音を、典型的 音響聴診器を用いて聞くことも可能である。一実施の形態では、自動利得制御回 路が、５ないし１００ｍｓの範囲内の応答時定数を有する。 聴診プローブを移動する必要なく、様々な動作モードを実時間で選択すること ができる。 他の実施の形態では、電子聴診器が、バンドパスフィルタと処理システムとの 間に結合され、バンドパスフィルタから遠隔装置に電子信号を送り、且つ処理シ ステムによって処理されるように遠隔装置から電子信号を受け取るか、またはそ のいずれかのためのトランシーバを備える。このように、電子聴診器は、検出さ れる電子信号のスペクトル全体を別の聴診器または多数の聴診器に送ることが可 能であるため、２人以上のユーザが診断処理に参加できる。同様に、電子聴診器 は電子信号を受け取ることが可能であるため、ユーザは、これらの受け取った信 号を聞くことが可能であり、また受け取った信号を個々に、独立して、同時に処 理することが可能である。これにより、とりわけ、電子信号の実時間送受信が可 能となり、その結果、数人のユーザが同時に診断処理に参加することができる。 本発明の電子聴診器の他の特徴は、電源を制御するためのスイッチであり、こ のスイッチは、聴診器の耳当て管の対のうち第１の耳当て管に装着された第１の スイッチ極と、第２の耳当て管に装着された第２のスイッチ極とを備えている。 各耳当て管にはバネが機械的に結合されており、休止位置で、第１および第２の 耳当て管を共に強制移動させる。バネを閉じる力を弱め、耳当て管を所定距離だ け引き離すと、第１の極および第２の極が電気的に接触して、信号処理回路に電 力を供給する。耳当て管をリリースすると、バネが耳当て管を共に強制移動させ 、第１の極および第２の極が引き離されて、信号処理回路から電力を除去する。 これにより、オンまたはオフする必要のない音響聴診器と比較して、特別な操作 または工程を必要としないで電子聴診器を動作させる、便利で良く知られた方法 が提供される。 電子聴診器の動作全体は、人間の生物学的活動、例えば呼吸や心臓の活動によ って発生する音響信号をフィルタリングし、特定の臓器によって発生する選択さ れた音響信号または音響信号の組を音響信号から実質的に分離することを特徴と する。電子聴診器はこの機能を、人間の生物学的活動により発生する音響信号を 電子信号に変換し、電子信号を選択的にフィルタリングして、特定の臓器によっ て発生する音響信号を表す電子信号のみを実質的に含むフィルタリングされた電 子信号を送り、フィルタリングされた電子信号を可聴音響信号に変換することに より行う。一実施の形態では、選択フィルタリング工程が、電子信号をハイパス フィルタリングする工程を備えるため、フィルタリングされた電子信号は、肺の 活動によって発生する音響信号を表す電子信号のみを実質的に含むことになる。 別の実施の形態では、選択フィルタリング工程が、電子信号をローパスフィルタ リングする工程を備えるため、フィルタリングされた電子信号は、心臓の活動に よって発生する音響信号を表す電子信号のみを実質的に含むことになる。他の実 施の形態では、選択フィルタリング工程が、電子信号を不均衡に増幅する工程と 、電子信号をローパスフィルタリングする工程とを備えるため、フィルタリング された電子信号は、正常な心臓音と増幅された異常な心臓音とを表す電子信号の みを実質的に含むことになる。 本発明の他の特徴は、ユーザの耳に音響信号を送る耳当て管の形状である。本 発明では、耳当て管は、“待機”位置でユーザの首の回りに心地よく掛かるよう に、ユーザの体に合うように構成される。これを達成するために、第１の耳当て 管および第２の耳当て管の各々は、首領域から胸領域まで人間の体の形状に実質 的に従う第１の曲線と、首領域の基部と肩領域まで人間の体の形状に実質的に従 う第２の曲線とを有する。各耳当て管は、耳当て領域に第３の曲線も有しており 、回転されるため、聴診器が“使用”位置にある時、耳当てがユーザの耳管と実 質的に整列する。 本発明の電子聴診器は、動物だけでなく、人間の生物学的活動（例えば、臓器 の音）を聞くためにも使用できる。 本発明の特徴および利点は、添付図面を参照するべき以下の詳細な説明および 詳細な説明の最後に追加した請求の範囲から、より容易に理解され、明らかにな るであろう。 図面の簡単な説明 ここで参照され、同一参照符号が同一構成要素を示す図面において、 図１は、本発明の電子聴診器の全体図である； 図１Ａは、本発明の電子聴診器の聴診プローブの側面図である； 図２は、図１の電子聴診器の全体斜視図である； 図３は、特に耳当て管の形状を示す、図１の線３−３に沿った側面図である； 図４、図５、図６および図７は、休止位置および使用位置にある図１の電子聴 診器を示す； 図８は、図１の電子聴診器に使用可能な第１の音響構造を示す； 図９および図９Ａは、図１の電子聴診器で使用可能な第２の音響構造を示す； 図９Ｂ、図９Ｃおよび図９Ｄは、図１の電子聴診器で使用可能な第３の音響構 造を示す； 図１０および図１１は、図１の電子聴診器で使用されるオン／オフスイッチの 動作を示す； 図１１Ａおよび図１１Ｂは、図１の電子聴診器で使用可能なオン／オフスイッ チの他の実施の形態の動作を示す； 図１２は、図１の電子聴診器の様々な処理機能が如何にして与えられるかを示 す概略ブロック図である； 図１２Ａおよび図１２Ｂは、雑音強調処理機能を与えるための他の実施の形態 を示す； 図１２Ｃは、図１の電子聴診器の様々な処理機能が如何にして与えられるかを 示す別の概略ブロック図である； 図１３Ａおよび図１３Ｂは、図１２に示すブロック図の具体的な回路の実現を 示す； 図１４Ａおよび図１４Ｂは、図１２Ｃに示すブロック図の具体的な回路の実現 を示す。 詳細な説明 単に例示するために、また一般性を限定しないために、本発明は、人間の心臓 および肺の診断に使用するための電子聴診器に関連して以下で説明する。これに 関連して、特定の動作および周波数範囲を述べる。しかし、本発明がこれに限定 されないことや、動作周波数および他の聴診器パラメータを変えることにより、 幼児、子供、動物等の生物学的活動と同様に人間の他の型式の生物学的活動を診 断するために本発明を使用可能であることを当業者は認識するであろう。 まず図１、図２および図３を参照する。これらは、本発明の電子聴診器全体の 構成を示す。電子聴診器１０は聴診プローブ１２を備えており、この聴診プロー ブ１２は、特定の臓器の生物学的活動を検出し、それを音響圧力波（すなわち音 響信号）に変換するために使用される。音響信号は、可撓性音響チューブ１４を 介して送られる。エレクトロニクスハウジング１６は、以下でより詳細に述べる ように、聴診器が多くの診断機能を提供できるようにする回路を備えている。ノ ブ１８は、エレクトロニクスハウジング１６に配置されており、電子回路が発生 する音響信号の音量を聴診器のユーザが容易に調節できるようにする。ハウジン グには、聴診器の特定の動作モードに依存して発光する視覚インジケータ２０、 ２１、２３および２５も設けられている。視覚インジケータ２０、２１、２３お よび２５は、発光ダイオードであってもよい。エレクトロニクスハウジング１６ には、第１および第２の可撓性音響管２２および２４が装着されている。以下で より詳細に説明するように、本発明による一実施の形態では、音響管２２および ２４が聴診プローブ１２から音響圧力波を送る。本発明による他の実施の形態で は、音響管２２および２４が、エレクトロニクスハウジング１６内に含まれるエ レクトロニクスの処理によって発生する音響信号を送る。 音響管２２および２４は、バネおよびスイッチハウジング２６に結合される。 以下でより詳細に説明するように、バネおよびスイッチハウジング２６は、エレ クトロニクスハウジング１６における電子回路に対する電力の付与を制御するた めのスイッチを備える。 音響管２２および２４はそれぞれ、バネおよびスイッチハウジング２６を介し て、第１および第２の中空耳当て管２８および３０に結合される。耳当て管の端 部３２、３４には、第１および第２の耳当て３６、３８がそれぞれ配置されてい る。耳当て３６および３８は一般に、ユーザの耳との接触を緩和するために使用 されるゴム、プラスチック、またはフォームパッドである。耳当て管２８および ３０は、アルミニウム合金であってもよい。 聴診プローブ１２は、アルミニウム合金で形成したハウジング１３を備えてい るため、より軽量であり、典型的な音響聴診器で使用されるステンレス鋼よりも 患者にとって、より快適であることがわかっている。アルミニウム合金は熱伝導 率が高く、アルミニウム合金聴診プローブは熱質量が低いことから、患者にとっ て、より快適なものとなる。このように、聴診プローブは、患者の肌に接触する 前にユーザの手で暖められる可能性があり、その結果、患者に与える熱衝撃が最 小となる。聴診プローブは、ポリカーボネートから成るダイアフラム１５を使用 する。典型的な音響聴診器とは異なり、本発明の電子聴診器の聴診プローブは、 １つのダイアフラムのみを使用し、ベル形状は必要ない。異なる周波数範囲に応 答するように同調されたアダプタや大きさの異なる聴診プローブは、個々の患者 （例えば、幼児と成人との差異）には必要ない。その理由は、聴診器のスペクト ル特性の必要な変更を、電子的に行えるからである。 側面３７のボタン４０および４２は、側面３９の他の２つのボタンと同様に、 電子聴診器を、ある動作モードから別の動作モードに切り替えるために使用する 。視覚インジケータ２０、２１、２３または２５は、モードボタンの起動に応答 して発光する。 本発明の電子聴診器は、耳当て管の構成を特徴とする。音響聴診器の多くは、 耳当て管が単一平面にあるため、ユーザの首に掛ける際、体の自然な曲線に適合 しない。実際に、音響聴診器の多くは、通常の待機位置にある時、ユーザの首を 挟む。対照的には、特に図３に示すように、本発明の電子聴診器の耳当て管は第 １の湾曲部４４を備えており、この第１の湾曲部４４は、エレクトロニクスハウ ジング１６がユーザの胸部に寄りかかった状態で、ユーザの首、肩、上方胸部に 自然に、しかも心地良く置かれるように、ある角度に曲がっている。耳当て管は 第２の湾曲部４６も備えており、それによって耳当て管（および聴診器全体）が 、心地よい状態でユーザの首に掛けられる。図４、図５、図６および図７は、“ 使用”位置（図４）と“待機”位置（図５、図６および図７）の両方にある本発 明の電子聴診器を示す。図からわかるように、聴診器がユーザの首に心地よく適 合する理由の一つは、曲線４４および４６が合成されており、多数の平面を通過 することである。一実施の形態では、曲線４４の半径Ｒ１は、およそ７６．２mm （３インチ）ないし１０１．６mm（４インチ）の範囲内であり、曲線４６の半径 Ｒ２は、およそ５０．８mm（２インチ）ないし７６．２mm（３インチ）の範囲内 である。好ましい実施の形態では、半径Ｒ１がおよそ９１．４４mm（３．６イン チ）であり、半径Ｒ２がおよそ６３．５mm（２．５インチ）である。半径のこの 組み合わせにより、広範囲のユーザに心地よく適合する聴診器を都合良く提供す ることが見出された。耳当て管の形状により、聴診器がユーザの胸部や首の回り にもたれ掛かった状態となる。聴診器は、その“待機”位置から“使用”位置ま で容易に、しかも迅速に移動される。 半径Ｒ３が３１．７５mm（１．２５インチ）ないし４４．４５mm（１．７５イ ンチ）の範囲内にある、さらなる曲線４５も設けられている。好ましい実施の形 態では、半径Ｒ３がおよそ３８．１mm（１．５インチ）である。さらに、第１お よび第２の耳当て管は、それぞれ矢印４７、４９の方向に回転され、その結果、 耳当て３６、３８が、図３および図６に示すように、上向きに曲がる。これによ って、“使用”位置での音の送信を向上させるように、耳当て３６、３８がユー ザの耳管と実質的に整列する。 以下で、電子聴診器の第１の音響構造を示す図８を参照する。音響聴診器の使 用から電子聴診器への遷移を直感的に行うために音響聴診器の標準性能を厳密に 模写するように音響構造を選択するべきである。 図８に示す音響構造では、聴診プローブ１２内のダイアフラムがピックアップ した音響信号が、可撓性音響チューブ１４にルーティングされる。可撓性音響チ ューブ１４は、２つの平行な音響管５０、５２を囲む。音響管５０は、エレクト ロニクスハウジング１６、バネおよびスイッチハウジング２６を通過して伸び、 さらに第１の耳当て管３２を通過して伸びる。第２の音響管５２は、エレクトロ ニクスハウジング１６、バネおよびスイッチハウジング２６および耳当て管３４ を通過して伸びる。第２の耳当て管３０の端部３４の近くに、マイクロホン５４ が設けられている。マイクロホン５４は、聴診プローブ１２および音響管５２を 介して送られる音をピックアップし、音響信号を、エレクトロニクスハウジング １６内に配置した電子回路によって処理される電子信号に変換する。耳当て管２ ８の端部３２には空孔５６が設けられており、それによって余分の気圧を逃がす 。そうしなければ、マイクロホン上の余分の気圧により歪みが生じることになる 。電子信号は、エレクトロニクスハウジング１６内の電子回路によって一旦処理 されると、耳当て管２８および３０にそれぞれ配置した小型ヘッドホン５８およ び６０を用いて音響信号に再変換される。第１および第２の耳当て３６、３８は 、 ユーザの耳管と共にシールを形成し、周囲の音を遮ぎり、周波数が非常に低い音 の送信が聴診器を介して強調される。耳当て管の端部近くにマイクロホン５４を 配置することにより、音響管５０および５２によって作られる完全共振室が、こ れらの音が電子信号に変化される前に聴診プローブによってピックアップされる 低周波数の強度を高めることができる。 以下で、本発明の電子聴診器において使用可能な第２の音響構造を示す図９を 参照する。第２の音響構造では、聴診プローブ１２によってピックアップされた 音が、可撓性音響チューブ１４内の音響管６２、６４を介して送信される。図９ Ａに示すように、可撓性音響チューブ１４は、２つの平行な音響管を囲む。この 設計により、聴診プローブ、マイクロホントランスデューサ間でピックアップ可 能な外来ノイズまたは可撓性音響チューブ１４との接触で発生可能なノイズを減 少させることがわかった。 音響管６２および６４の両方は、エレクトロニクスハウジング１６内で終端と なる。音響管６４は、エレクトロニクスハウジング１６内でマイクロホン５４に 音響的に結合される。マイクロホン５４は、エレクトレットコンデンサマイクロ ホンであってもよい。第２の音響管６２は、エレクトロニクスハウジング１６内 に完全に包含され、開放端部６８で終端となる。音響管６２の方が長い。音響管 ６２の長さと、音響管６４の長さは、音響管６２の開放端部６８と共に、音響聴 診器が提供するものと実質的に同じ音調特質を音響信号に分け与える音響室を設 けるように選択される。これは電子聴診器が、ユーザの聞き慣れた音を有する音 響信号を発生するのを助けるので都合良い。第１の音響構造では、音響管６２の 開放端部６８により、マイクロホン５４が検出する音響信号の歪みを除去するよ うに、余分の気圧を逃がす。音響管６２および６４の長さおよび終端状態の組み 合わせは、音響聴診器の音特性を再生する共振室を形成するように選択される。 マイクロホン５４は、聴診プローブ１２および可撓性音響チューブ１４を介し て送信される音をピックアップし、音響信号を電子信号に変換する。これらの電 子信号は、その後、エレクトロニクスハウジング１６内に含まれる電子回路によ って処理される。処理された電子信号は、その後、１つの小型スピーカ７０を用 いて音響信号に再変換される。スピーカ７０は、第１および第２の可撓性音響管 ２２および２４に音響的に結合され、この第１および第２の可撓性音響管２２お よび２４は、エレクトロニクスハウジング１６内で共に機械的且つ音響的に結合 される。音響信号は、第１および第２の音響管２２および２４を介して、また第 １および第２の耳当て管２８、３０ならびに耳当て３６、３８を介して、ユーザ の耳に送られる。 図９に示す第２の構造には、利点がいくつかある。第１に、マイクロホントラ ンスデューサおよびスピーカをエレクトロニクスハウジング１６内に取り付ける ことにより、図８に示す第１の音響構造と比較して、ハウジングの外側に、ほと んどワイヤを設ける必要がない。これにより、製造が簡単になる。さらに、マイ クロホンおよびスピーカをエレクトロニクスハウジング１６内に保持することに より、漂遊無線周波数ノイズをピックアップしたり、無線周波数ノイズを不必要 に発生する危険性が少なくなる。また、１個のスピーカが耳当て管２８および３ ０に音響信号を供給する第２の音響構造は、例えば、典型的な音響聴診器の従来 の耳当て形状を保持しており、それによって、ユーザに、より慣れ親しんだ形状 の電子聴診器を提供することになる。さらに、耳当て管２８および３０に結合し た１個のスピーカにより、必要な部材の数を減少することに加えて、エレクトロ ニクスハウジング１６に含まれる電子回路の電力消費も削減するので増幅電力要 求を減じることができる。１個のスピーカを使用した場合でも、耳当て管内の音 響信号の制御および両耳の平均化がより容易に行われる。なぜならば、その音響 信号が、可撓性音響管２２および２４を介して両方の耳当て管に送られるからで ある。 図９に示す音響構造にも、聴診器の構造および製造に関して利点がいくつかあ る。図８の第１の音響構造と、従来の音響聴診器の多くでは、聴診プローブ、チ ュービングおよび耳当て管の組み合わせによって形成される組み合わせ音響経路 が一定の長さであるため、所定の共振周波数を有する。共振周波数およびスペク トル特性は、音響聴診器の正常応答を決定する際の重要な要因である。聴診プロ ーブから耳当てまでの全長がユーザに実用的となるために、また使用可能な共振 周波数を保持するために、心臓に使用するための音響聴診器の全長は、典型的に はおよそ５５８．８mm（２２インチ）ないし７１１．２mm（２８インチ）である 。 これらの長さにより、共振周波数が１２０Ｈｚないし１５５Ｈｚの範囲内となる 。 図９に示す第２の構造では、第１および第２の音響管６２、６４の組み合わせ たチューブ構造の共振周波数が、エレクトロニクスハウジング１６内に含まれる 第２の音響管６２の長さの増減によって調節可能である。この結果、本発明の電 子聴診器の全長は、（エレクトロニクスハウジング１６内の）第２の音響管の長 さを増減して電子聴診器の全長の増減を補償することにより、音響聴診器の範囲 内の共振周波数を維持しながら、（可撓性音響チューブ１４の長さを変えること により）比較的広い範囲にわたって変化することが可能である。従って、広い範 囲の聴診器全長にわたり、望ましい共振周波数を実質上一定に維持できる。これ により、本発明の電子聴診器は、従来の音響聴診器に匹敵する共振周波数を維持 し、電子聴診器の長さを変えた場合でも“正常な”音特性を提供することが可能 となる。 本発明の電子聴診器は、図９に示すように、１個の閉鎖端部６５と１個の開放 端部６８とを備えるチューブと共に音響構造を使用する。音は、聴診プローブダ イアフラムにより、チューブの中央付近に導入される（チューブ全長は音響管６ ２および６４の長さの組み合わせである）。この構造は、閉鎖端部６５のノード と開放端部６８のアンチノードを有する定在圧力波を生成する。この構造の基本 共振周波数の波長は、音響管６２および６４を組み合わせた長さの４倍である。 共振周波数は、以下の式によってほぼ得られる。 ｖ＝３４５．０３３６m/sec（１１３２ft/sec）（温度および湿度に対する 典型的作業条件での空中に おける音の速度） Ｌ＝チューブ全長（m） 本発明の実施の形態では、音響管６４の長さがおよそ３０４．８mm（１２イン チ）であり、音響管６２の長さがおよそ３８１mm（１５インチ）であり、聴診プ ローブ１２内の音響経路がおよそ２５．４mm（１インチ）である。聴診プローブ と２個の音響管とが形成するこの音響室全体の共振周波数は、およそ１２１Ｈｚ である。上記のように、心臓に使用するために設計された典型的音響聴診器の共 振周波数は、１２０Ｈｚから１５５Ｈｚの範囲内にある。本実施の形態における 音響管の長さは、“正常な”、熟練した音響聴診器のユーザが聞き慣れた音を与 えることがわかった。共振周波数は、心臓に使用するために設計された典型的音 響聴診器の共振周波数範囲内にある。音響経路は、共振周波数を調節するために 可変であり、エレクトロニクスハウジング１６内に含まれる電子処理回路のパラ メータの変化と組み合わせて使用され、幼児、子供、子宮内の胎児、様々な大き さの動物、人工心臓弁等の特定の応用のために、心臓および肺、またはそのいず れかの音を検出するために特定の聴診器を最適化することが可能である。 本発明の電子聴診器の第３の音響構造を示す図９Ｂ、図９Ｃおよび図９Ｄを以 下で参照する。第３の音響構造は、図９および図９Ａに示した構造の変形である 。第３の音響構造では、聴診プローブ１２に近接して可撓性音響チューブ１４内 にマイクロホン５４を吊り下げる。一実施の形態では、聴診プローブ１２とかみ 合う可撓性音響チューブ１４の端部からほぼ２５．４mm（１インチ）の所にマイ クロホンを吊り下げる。マイクロホン５４を含む可撓性音響チューブ１４部分は 、１個の音響管を備えており、この音響管は、その後、マイクロホン５４を通過 して音響管６４および６２に分かれる。音響管６４は、端部６５で密閉または閉 鎖される。マイクロホン５４は、図９Ｄに断面で示すように、エネルギ減衰フォ ーム材５４Ｂにより、チューブ１４Ａ内で同中心に吊り下げられるのが好ましい 。マイクロホン５４は、可撓性音響チューブ１４の内側に付着したフォーム５４ Ｂに付着してもよい。エネルギ減衰フォーム材５４Ｂは、３つの機能を同時に提 供する。第１に、フォーム材５４Ｂは、空気柱がマイクロホンおよびフォーム材 を通過して、開放音響管６２に到達することにより、空圧を逃がす。第２に、フ ォーム材５４Ｂは重要な通過帯域（２０Ｈｚから１６００Ｈｚ）に対して音響的 に透過特性を示すので、この通過帯域内の音が、フォーム材を通過して、音響管 ６２および６４で形成された共振室に入り、その結果、マイクロホン５４で検出 した音が望ましい音調特性を有する。第３に、エネルギ減衰フォーム５４Ｂがマ イクロホンを可撓性音響チューブ１４から機械的に分離し（すなわち切り離し） 、 その結果、可撓性音響チューブ１４との機械的接触が、不必要なノイズをマイク ロホンに導入しない。 直径の小さいシールドケーブル５４Ａを用いて、マイクロホン５４をエレクト ロニクスハウジング１６内の電子回路に接続する。このシールドケーブルは、マ イクロホン回路により外来無線周波数ノイズがピックアップされるのを防止する 。可撓性音響チューブ１４の屈曲または曲げによって、マイクロホンおよびエレ クトロニクスハウジング１６内の回路またはそのいずれかが歪まないように可撓 性を維持するために、マイクロホンケーブル５４Ａが充分に小さい直径を有する のが好ましい。図９Ｃに示すように、シールドケーブル５４Ａが、可撓性音響チ ューブ１４を備える材質内に埋め込まれる。あるいは、シールドケーブル５４Ａ が、音響管６２および開放端部６８を介してルーティングされ、その後、エレク トロニクスハウジング１６内の回路と電気的に接続することも可能である。 チューブ１４Ａ内にマイクロホン５４を吊り下げることにより、図９および図 ９Ａに示す第２の音響構造における音響管６２および６４の長さを通じてマイク ロホンに導入可能な外来ノイズを削減しながら、図９および図９Ａに示す音響構 造の共振周波数特性を維持できる。聴診プローブ１２内のダイアフラムによって 導入される音は、歪みを生じることなくマイクロホン５４によって検出可能であ る。その理由は、音響管１４Ａ内の空気がマイクロホンを通過して、フォーム５ ４Ｂを介して大きく移動し、マイクロホンで余分の圧力をかけるよりも、むしろ 音響管６２の開放端部６８を介して排出されるからである。 また、聴診プローブ１２のダイアフラムによって導入される音は、音響管６２ および６４で形成された室内で共振可能であり、これらの共振音は、マイクロホ ンによってピックアップされ、第２の音響構造と同様に、音響聴診器が生成する 自然の聞き慣れた音を発生することが可能である。このように、ダイアフラム１ ５からの低周波数および高強度の音は、電子聴診器の動作を混乱させない。 第３の音響構造は、さらなる利点がいくつかある。第１に、聴診プローブの近 くにマイクロホンを配置することにより、マイクロホンが、マイクロホン、エレ クトロニクスハウジング間で可撓性音響チューブ１４の一部によって導入される ノイズに対する感度をかなり減じている。従って、外来ノイズが望ましい心臓お よび肺、またはそのいずれかの音と共にピックアップされたり、増幅されること はない。同様に、可撓性音響チューブ１４に接触するもの（例えばユーザの指） によって生じる外来ノイズは、マイクロホンに到達した後に増幅される不必要な 信号を発生しない。この設計は、聴診プローブ、マイクロホントランスデューサ 間でピックアップ可能な外来ノイズ、または可撓性音響チューブ１４との接触に より発生可能なノイズを、第２の音響構造以上に減少させることがわかった。 共振周波数の決定および音響管の長さの変化による共振周波数の変動を含む他 の全ての点で、第３の音響構造は、第２の音響構造と同様に動作する。第３の音 響構造の一実施の形態では、音響管６２および６４は共に、およそ３０４．８mm （１２インチ）の長さであり、聴診プローブ１２内の音響経路は、およそ２５． ４mm（１インチ）である。聴診プローブおよび２個の音響管で形成されるこの音 響室全体の共振周波数は、およそ１３６Ｈｚである。本実施の形態での音響管の 長さは、“正常な”、且つ音響聴診器の熟練ユーザが聞き慣れた音を送ることが わかった。共振周波数は、心臓に使用するために設計された典型的な音響聴診器 の範囲内にある。 第３の音響構造は、耳当て管２８、３０内にそれぞれ空孔２６Ａ、３０Ａを備 えることも可能である。この空孔は、トランスデューサ７０と、耳当てがユーザ の耳で密閉される場合に生じる静圧とにより、またはそのいずれかにより発生す る耳当て管２８および３０内の余分の空圧を削減して、ユーザの耳に届く可能性 のある歪みを減少する働きをする。空孔２６Ａおよび３０Ａは、図９および図９ Ａに示す第２の音響構造に組み入れることもできる。 電子聴診器の他の特徴は、図１０および図１１に示したオン／オフスイッチ７ ５である。図１０および図１１に示すように、バネおよびスイッチハウジング２ ６は、各耳当て管にそれぞれ端部を装着したバネ７４を備えており、このバネ７ ４は耳当て管上に閉鎖圧力を加えるため、耳当て管２８および３０が、矢印７６ および７８の方向に互いに向けて連続的に強制移動される。２つのベリリウム銅 接点８０および８２はスイッチ極として作用し、バネおよびスイッチハウジング ２６内に組み入れられる。ワイヤ８４は、接点８０に接続され、耳当て管２８の 外部の接点８０から、第１の音響管２２を通過して、エレクトロニクスハウジン グ１６内に含まれる回路に至る。ワイヤ８６は、接点８２に接続され、耳当て管 ３０の外部で、音響管２４を介して、エレクトロニクスハウジング１６内に含ま れる電子回路に至る。耳当て管を、ユーザの耳に配置するために、その休止位置 から図１１に示すように矢印８８および９０の方向に引っ張ると、接触点９２お よび９４が接触して、エレクトロニクスハウジング１６内に含まれる電子回路を オンにする。ユーザが耳から聴診器を外し、バネ７４が耳当て管を共に閉じると 、接点９２および９４が引き離され、回路が遮断される。 接点が対称的形状であるため、製造が簡単である。さらに、接点９２および９ ４の直角形状により、“ターンオン”点を正確に制御できる。最終的に、接点形 状が、ターンオン点の後の広範囲にわたる移動を考慮する。接点８０および８２ の接触点９２および９４がそれぞれ一旦接触すると、耳当て管が矢印８８および ９０の方向にさらに押しやられるため、接点８０および８２が単に弓状に曲がる のみである。このように、矢印８８および９０の方向に沿って耳当て管を連続的 に引き離すことにより、オン／オフスイッチが損傷を受けず、または電子回路へ の電力の流れを遮断しない。 このスイッチ構成は、多くの利点を提供する。まず第１に、（所定時間の不使 用の後、電子回路を自動的にオフにする）タイマ回路や、手動オン／オフスイッ チが必要でなくなる。第２に、バッテリを長時間消耗する可能性のある予備電流 が必要なくなる。さらに、スイッチおよび聴診器は、通常の使用によって起動さ れ、音響聴診器を使用する際にユーザの普段の習慣を変更する必要がない。耳当 て管を単に広げると聴診器がオンにされ、耳当て管を閉じると聴診器がオフにさ れる。 本発明の一実施の形態では、耳当て管の耳当て３６および３８の間隔が少なく とも１０１．６mm（４インチ）である時、スイッチ７５が起動される。１０１． ６mm（４インチ）の間隔によって、電子聴診器を人の頭部に置く前にオンにでき 、同時に、耳当て管をわずかに（例えば偶発的に）引き離すことにより聴診器が オンにされず、バッテリを不注意に消耗することがないことがわかった。 バネスイッチアセンブリ７５のさらなる利点は、かなり増幅された回路に電力 を与えることによって生じる過渡信号にユーザが晒されないように保護すること である。この過渡現象は、耳当て３６および３８がユーザの耳管に既に密着され ている場合、有害となる可能性がある。耳当てがユーザの耳に到達する前にバネ スイッチ７５によって電力が回路に与えられるので、過渡的ノイズは既に通過し ているのでユーザには聞こえない。 バネ７４は、屈曲後に元の形状を維持する能力がある燐青銅またはバネ鋼で形 成してもよい。従来の聴診器とは異なり、耳当て３６および３８は、増幅が行な われるので、ユーザの耳管に固く密着する必要はない。この結果、バネ７４のバ ネ定数は、典型的音響聴診器のバネよりも低くてよく、それによって本発明の電 子聴診器は、長期間の使用がより快適なものとなる。一実施の形態では、耳当て 管の間隔が１０１．６mm（４インチ）ないし１２７mm（５インチ）である場合、 バネ７４は２２６．８ｇ（０．５ポンド）ないし２７２．１６ｇ（０．６ポンド ）の力を有する。 オン／オフスイッチ７５の他の実施の形態を示す図１１Ａおよび図１１Ｂを以 下で参照する。図１１Ａおよび図１１Ｂで示すように、バネおよびスイッチハウ ジング２６は、各耳当て管にそれぞれ端部が装着されたバネ７４を備えており、 このバネ７４は、耳当て管に閉じ圧力をかけ、その結果、耳当て管２８および３ ０が矢印７６および７８の方向に互いに向かって連続的に強制移動される。バネ ７４と第１のベリリウム銅接点８０Ａとの間には、絶縁体７４Ａが設けられてい る。第２のベリリウム銅接点８２Ａは、ハウジング２６内に配置されており、接 点８０Ａから離れた位置にある。接点８２Ａとバネ７４との間には、別個の絶縁 体７４Ｂを設けてもよい。また、絶縁体７４Ａは、バネ７４の全長に沿って延在 してもよい。図１０および図１１に示すバネスイッチの実施の形態では、接点８ ０Ａにワイヤ８４を接続し、接点８２Ａにワイヤ８６を接続している。耳当て管 を、ユーザの耳に配置するために、図１１Ｂに示すように、矢印８８および９０ の方向に沿って、その休止位置から引き離すと、接点８２Ａが接点８０Ａに接触 し、エレクトロニクスハウジング１６内に含まれた電子回路をオンにする。ユー ザが耳から聴診器を外し、バネ７４が耳当て管を共に閉じると、接点８０Ａおよ び８２Ａが分離され、回路が遮断される。 図１１Ａおよび図１１Ｂに示すバネスイッチの実施の形態もまた、図１０およ び図１１に示す実施の形態と同様に正確なターンオン点を与える。接点８２Ａが 接点８０Ａと一旦接触すると、耳当て管がターンオン点を超えてほぼ１０１．６ mm（４インチ）の間隔を置いた場合でも、接触点９４Ａは、電気接続を維持しな がら接点８０Ａの長さに沿って移動する。従って、バネスイッチ機構は、様々な 頭の大きさに対して、一貫して確実に作動する。バネ７４は、屈曲後でさえ元の 形状を維持する能力のために、バネ鋼で形成するのが好ましい。他の全ての点で 、図１１Ａおよび図１１Ｂに示すバネスイッチ構造は、図１０および図１１に示 すスイッチ構造と同様の利点を全て提供する。 エレクトロニクスハウジング１６内に含まれる回路のブロック図である図１２ を以下で参照する。この回路により、本発明の電子聴診器が多くの診断機能を実 行することができる。 図１２の回路９８は、多くの部品を備える。入力部１００を用いて、電子信号 を調節する。処理部１０２は、特定の選択した診断機能に従って、マイクロホン ５４によって与えられる入力部からの電子信号を処理する。出力部１０４は、処 理部１０２から処理された信号を受け取り、出力信号がスピーカ７０に送られる 前に、信号に必要なバッファリングおよびフィルタリングを提供する。制御部１ ０６は、処理部１０２の動作を制御するための制御信号を送る。各部品について は、以下で詳細に説明する。 入力部１００は、バッファ増幅器１１０を介して、マイクロホン５４から電子 信号を受け取る。バッファ増幅器１１０から、入力バンドパスフィルタ１１２に 信号を送る。バンドパスフィルタ１１２は、２０から１６００Ｈｚの通過帯域を 有するアナログフィルタである。この通過帯域は、心臓や呼吸の音に対する公称 通過帯域である。２０Ｈｚ以下の周波数を有する信号は、人間の耳には聞こえな いが、これらの可聴以下信号を増幅することにより、余分の増幅器電力を消費す るため、周波数が２０Ｈｚ以下の信号がフィルタリングされる。バンドパスフィ ルタ１１２の出力は、トランシーバインタフェース１１４に供給される。トラン シーバインタフェース１１４は、通常閉じているスイッチ１１６を備えており、 このスイッチは、正常な状態で、バンドパスフィルタ１１２から処理部１０２の 入力１１８に信号を通過させる。トランシーバインタフェース１１４は、電子聴 診器が他の装置、例えば第２の電子聴診器に信号を送るのを可能にするインタフ ェースを提供するか、または電子聴診器が他の装置、例えば第２の電子聴診器か ら信号を受け取り、２人以上のユーザが同じ生物学的活動の診断を聞いたり、そ れに参加したりできるようにする。電子聴診器間の接続は、配線またはワイヤレ ス接続である。トランシーバがトランシーバインタフェース１１４に差し込まれ てトランシーバが信号を受け取っている時、聴診プローブ１２からの信号は、処 理部１０２から切り離されて、妨害を防止する。トランシーバがトランシーバイ ンタフェース１１４に差し込まれてトランシーバが信号を送っている時、トラン シーバ内の回路もまた、聴診プローブ１２から処理部１０２まで信号をルーティ ングする。トランシーバインタフェース１１４によって、聴診プローブ１２が検 出する信号を後の診断のために記録することも可能である。同様に、予め記録し た信号は、ユーザによる診断のために処理部１０２に送ることが可能である。 トランシーバ、例えばトランシーバ１２０を用いて、電子聴診器が検出した信 号を遠隔宛先に伝送したり、遠隔ソースから信号を受け取ることも可能である。 トランシーバ１２０は、赤外線または無線周波数トランシーバでも良い。トラン シーバは、信号の伝送のみ、受け取りのみ、伝送および受け取りのいずれかが行 われればよい。赤外線トランシーバが好ましい。その理由は、赤外線信号が他の 無線周波数装置を妨害せず、他の装置からの無線周波数妨害を受けないからであ る。多くの無線周波数装置が使用される病院等の環境において、妨害は特に重要 である。赤外線送信は“見通し線”であるので、例えば、他の部屋の装置を妨害 しない。トランシーバ、例えばトランシーバ１２０を使用することにより、電子 聴診器がワイヤレス接続を利用して電子信号の伝送および受け取りを行うことが 可能となる。 入力バンドパスフィルタ１１２またはトランシーバ１２０のいずれかからの信 号は、処理部１０２の入力１１８に送られる。処理部１０２は、制御部１０６の 制御で、入力１１８で受け取った電子信号を処理し、これらの信号を出力１１９ に送る。 処理部１０２は、４つの動作モードを有する。各モードについては、以下で別 々に説明する。 “正常”モードを選択した場合、電子聴診器の音響出力は、典型的音響聴診器 の出力をエミュレートする。正常モードでは、処理回路が、通過帯域外で音をフ ィルタリングしながら、２０から１６００Ｈｚの実質上フラットな周波数応答を 送る。正常動作モードでは、入力１１８からの信号が、ライン１２４上の出力部 １０４に伝送される前に、（ライン１２３から）セレクタ１２２のみを通過する 。入力バンドパスフィルタ１１２は、聴診器の音響チュービングによって生じる 調波共振を除去する。このチュービングは、望ましい通過帯域の外部で不必要な 音をピックアップすることで有害である。この結果、実質的にスペクトル特性が 聴診器の音響構造によって決定された心臓および肺の生じる音のみがユーザに聞 こえることになる。 “呼吸”モードを選択した場合、電子聴診器は、実質的に肺のみによって発生 する音響信号を送る。呼吸モードでは、入力１１８からの信号が、ライン１２５ に沿って、コーナ（カットオフ）周波数がおよそ１４０Ｈｚの４次ハイパスバタ ーワース（Butterworth）ディジタルフィルタ１２６に送られる。人間の正常且 つ異常な呼吸音に対する公称通過帯域は、およそ１４０ないし１６００Ｈｚであ る。我々は、ハイパスフィルタ１２６のコーナ（カットオフ）周波数が１００な いし３００Ｈｚの範囲内にあるべきことを決定した。およそ１４０Ｈｚのコーナ （カットオフ）周波数が、外来信号を回避する必要性と、重要な診断情報を有す る信号を含む必要性との実行可能なトレードオフを提供することを、我々は見出 した。ハイパスフィルタ１２６の出力は、ライン１２７に沿ってセレクタ１２８ を通過し、ライン１３０に沿って出力部１０４にルーティングされる。呼吸モー ドでは、実質的に肺の生物学的活動によって発生する可聴音のみがユーザに聞こ える。 “心電”モードを選択した場合、電子聴診器の音響出力は、実質的に心臓の生 物学的活動によって発生する音響信号のみを含む。心電モードでは、信号は、入 力１１８から、ライン１３２に沿ってセレクタ１３４およびライン１３６を通過 し、４次ローパスバターワースディジタルフィルタ１３８に至る。フィルタ１３ ８の出力は、ライン１４０に沿って処理部１０４に送られる。ローパスフィルタ １３８は、およそ４８０Ｈｚのコーナ（カットオフ）周波数で設定される。正常 且つ異常な心臓音に対する公称通過帯域は、およそ２０ないし６００Ｈｚである 。ローパスフィルタ１３８のコーナ（カットオフ）周波数が４００ないし６００ ＨＺの範囲内にあるべきことを決定した。およそ４８０Ｈｚのコーナ（カットオ フ）周波数が、外来信号を回避する必要性と、重要な診断情報を有する信号を含 む必要性との実行可能なトレードオフを提供することを、我々は見出した。ロー パスフィルタ１３８によるフィルタリングの結果、心電モードでは、実質的に心 臓の生物学的活動によって生じる音のみがユーザに聞こえる。 “雑音強調”モードを選択した場合、電子聴診器は、正常なあるいは異常な心 臓の活動によって発生する音響信号を不均衡に増幅する。雑音強調モードでは、 入力１１８における電子信号が、ライン１４０に沿って、自動利得制御回路１４ ２に送られる。自動利得制御回路１４２から、信号がセレクタ１４４を通過して 、ライン１４６に沿ってローパスフィルタ１３８に送られる。雑音強調モードで は、雑音自動利得制御回路１４２およびローパスフィルタ１３８の両方を使用す るため、実質的に改良した異常な心臓音（すなわち心臓雑音）および正常な（す なわち、いわゆる主たる、または第１および第２の）心臓音のみがユーザに聞こ える。このモードは、心臓雑音の診断を改良するために、主たる心臓音に関して 心臓雑音を不均衡に増幅する。 心臓雑音は、心臓の異常によって生じる音である。一般に、心臓雑音は、第１ および第２の音に関して強度が非常に低い。心臓雑音は、第１または第２の心臓 音の始めまたは終わりの数ミリセカンド以内に生じることが多い。雑音強調モー ドでは、ライン１４０上の出力信号は、僅かに増幅した第１および第２の心臓音 の信号を含み、雑音等の低レベルの心臓音は、主たる心臓音と比較してはっきり 聞き取れるレベルまで増幅される。雑音強調モードでは、第１、第２および異常 な心臓音の周波数特性間のタイミングが、入力１１８からローパスフィルタ１３ ８の出力に（電子聴診器の信号経路全体を通じて）維持される。これは、第１お よび第２の心臓音に関する心臓雑音のタイミングが心臓異常を診断する際の重要 な要因となるため、特に都合良い。さらに、正常且つ異常な心臓音の周波数特性 を維持することにより、ユーザが聞く訓練をし、且つ聞き慣れている音が送られ る。 この結果を達成するために、自動利得制御回路１４２の時定数は、比較的短い 持続期間を有する。時定数は、ユーザに聞こえる音に顕著な歪みを導入すること を回避するのに充分な長さとなるように設定するべきである。さらに、時定数は 、自動利得制御回路が主たる心臓音、雑音間の遷移から生じるライン１４０上の 音量レベルの迅速な変化に応答できるように充分短くなくてはならない。５ない し１００ミリセカンドの範囲にあり、およそ１０ミリセカンドを中心値とする時 定数が、その必要条件の実行可能なバランスを提供することを、我々は見出した 。１０ミリセカンドの時定数により、自動利得制御回路１４２が正常な心臓音と 心臓雑音とをトラッキングして、各信号を増幅することが可能であり、その結果 、ライン１４６上の自動利得制御回路１４２の出力は、僅かに増幅した正常な心 臓音とはっきり聞こえる雑音とを含むことになる。短い時定数により、自動利得 制御回路１４２が、正常心臓音信号の減衰に迅速に応答することにより、比較的 大きな主たる心臓音の直後に生じる低レベル雑音の出力レベルを上げることが可 能である。同様に、比較的短い時定数により、自動利得制御回路は、低レベル雑 音に続く主たる心臓音の高められた音量レベルに迅速に応答し、それに応じて利 得を削減することが可能であり、その結果、比較的大きい正常心臓音はあまり増 幅されず、それによって生じる歪みは実質上聞き取れない。 雑音が、かなり低い強度レベルを有する可能性があり、自動利得制御回路１４ ２は、一定の最大利得のみを提供できるので、全ての雑音が、主たる心臓音と実 質的に同一レベルまで増幅可能なわけではない。従って、自動利得制御回路１４ ２は、低レベル雑音に最大利得を与えて、雑音と主たる心臓音との強度レベル差 を減少させる。これが、不均衡増幅の意味するところである。 雑音強調機能を提供する他の回路を示す図１２Ａおよび図１２Ｂを以下で参照 する。図１２Ａに示す回路２００は、しきい値リミタ２０４がその後に設けられ ている可変利得増幅器２０２を使用する。可変利得増幅器２０２は、バンドパス フィルタ１１２から全ての信号を増幅する。増幅した信号は、その後、予め設定 したしきい値を有するしきい値リミタ２０４に送られる。主たる心臓音がリミタ のしきい値に達すると、さらなる増幅は防止される。一方、可変利得増幅器２０ ２の利得は、より低いレベルの雑音のレベルを上げるように設定され、主たる心 臓音の出力音量は一定に維持される。この回路は、主たる心臓音がしきい値リミ タのしきい値に達し、可変利得増幅器２０２の利得が増大すると、望ましい雑音 強調機能を果たすが、主たる心臓音を制限することにより、可聴歪みを生じる可 能性がある。 図１２Ｂに示す回路２５０は、対数圧縮器２５４がその後に設けられているア ナログ自動利得制御回路２５２を使用する。自動利得制御回路２５２は、入力信 号のレベルに依存しない一定の平均出力音量レベルを与える。望ましい転送応答 を達成するために、公称音量レベル、時定数、および低レベルまたは非入力信号 が存在した状態で与えられる最大利得が設定される。この結果、自動利得制御回 路２５２が入力信号を正規化し、対数圧縮器２５４に送られる信号が、実質的に 一定レベルになる。自動利得制御回路の時定数は、数秒間に設定され、心拍数回 分に及ぶ。従って、自動利得制御回路２５２の出力は、入力信号の基準化バージ ョンである。対数圧縮器２５４は、対数方式で動作して、低レベル信号を強調す るために自動利得制御回路２５４が与える信号を圧縮する。 図１２Ｂの回路は、望ましい雑音強調機能を果たすために動作するが、図１２ Ａの回路２００と同じ制限を受ける。さらに、比較的長い時定数を使用して、自 動利得制御回路によって伝送される信号レベルを正規化するので、ユーザは、自 動利得制御回路が作動しているのを聞くことができる。例えば、自動利得制御回 路時定数が正規化出力レベルを設定する間、ユーザがあるレベルの心臓音を最初 に聞く可能性がある。正規化出力レベルが一旦設定されると、ユーザに聞こえる 音量を変えることもできる。 可変利得増幅器２０２および対数圧縮器２５４も雑音強調機能を果たすために 組み合わせて使用可能であることを、当業者は認識するであろう。また、自動利 得制御回路２５２およびしきい値リミタ２０４もまた、雑音強調機能を果たすた めに組み合わせて使用可能であることを、当業者は認識するであろう。 異常心臓音が正常心臓音よりも低いレベルにある場合に対して雑音強調回路の 動作を説明したが、異常心臓音が実際に正常心臓音よりも大きい場合がある。こ の状態では、雑音強調回路は、正常心臓音を増幅し、異常音に対して比較的増幅 を行わないように動作する。このように、回路は、どの音がより低い強度である かに依り、異常心臓音または正常心臓音を増幅可能である。 フィルタ１３８が、例示の実施の形態における自動利得制御回路１４２の出力 に接続されるが、これらの装置は、信号がまずフィルタ１３８によってフィルタ リングされ、その後、自動利得制御回路１４２によって利得制御されるように接 続可能であることを、当業者は認識するであろう。同様に、図１２Ａおよび図１ ２Ｂの回路は、フィルタ１３８の前後に配置可能である。 ローパスフィルタ１３８のコーナ（カットオフ）周波数は、雑音強調モードで ある時、聴診器が心電モードで動作している時と同一のコーナ（カットオフ）周 波数であってもよい。また、聴診器が雑音強調モードで動作している時のローパ スフィルタ１３８のコーナ（カットオフ）周波数は、心電モードで使用するコー ナ（カットオフ）周波数と異なってもよい。ローパスフィルタ１３８のコーナ（ カットオフ）周波数は、心臓コーナ（カットオフ）周波数と、電子聴診器の帯域 幅全体（実施の形態ではおよそ１６００Ｈｚ）との間の周波数に設定可能である 。例えば、ローパスフィルタ１３８のコーナ（カットオフ）周波数が、雑音強調 モードで、１６００Ｈｚに設定されている場合、人工心臓弁によって生成される 高周波音をモニタすることができる。以下で説明するように、調節可能なクロッ ク／オシレータ回路１７８を使用して、ローパスフィルタ１３８のコーナ（カッ トオフ）周波数を変化させる制御信号を送る。この結果、処理部１０４における フィルタ（例えば、フィルタ１２６およびフィルタ１３８）のコーナ（カットオ フ）周波数は、電子聴診器の各動作モードに対して独立して設定可能である。 処理部１０２の１１９における出力は、抵抗器１５０および１５２に送られる 。この抵抗器１５０および１５２は加算器１５４の入力に結合されている。加算 器１５４の出力は、コーナ（カットオフ）周波数がおよそ１６００Ｈｚである２ 次ローパスフィルタを通過して、外来ノイズが回路を介してユーザまで通過する のをさらに制限する。信号が、フィルタ１５６から、（制御ノブ１８によって利 得が設定されている）利得制御装置まで、さらに予め設定できる調節可能なしき い値を有するリミタを備えた出力音量リミタ１５８まで通過する。例えば、大き な音声、硬い表面上の聴診プローブのバンギングまたは大きな騒音から聴診プロ ーブ内に導入される音が、ユーザの耳に損傷を与える可能性がある一定レベルを 超 えないように、しきい値を設定する。出力音量リミタからの信号がスピーカ駆動 増幅器１６０によって増幅され、その後、スピーカ７０に送られる。 処理部１０２は、制御部１０６によって制御される。制御部１０６は、スイッ チデコーダ１７０に結合された多数のモードスイッチ４０ないし４３を備えてい る。電子聴診器の各動作モードは、対応するモードスイッチを瞬間的に押して選 択される。スイッチデコーダ１７０は、モードスイッチ４０ないし４３の起動に 応答して、セレクタ１２２、１２８、１４４および１３４をそれぞれ起動し、制 御ライン１７２を介して望ましい動作モードを与える。制御ライン１７２上のス イッチデコーダ１７０からの制御信号は、モードインジケータ制御回路１７４に も送られる。このモードインジケータ制御回路１７４は、どのモードを選択した かに依り、インジケータ２０、２１、２３および２５にそれぞれ電力を供給する 。各動作モードに対して、１個のインジケータが発光する。ローバッテリフラッ シュ信号１７６は、インジケータ制御回路１７４にも送られ、それによって、バ ッテリ電圧が所定レベル以下に降下すると、モードインジケータ制御回路１７４ が現在発光しているインジケータをフラッシュする。この信号を用いて出力部１ ０４を制御し、バッテリ電圧が所定レベル以下に降下する際、可聴信号を送るこ とも可能である。我々は、１．０ボルトのしきい値を選択した。その理由は、電 源電圧がこのレベルに到達すると、聴診器が数時間動作し続けることが可能だか らである。これは、電源電圧が低いが、さらに数時間の動作に充分な電力を利用 可能であるという警告をユーザに送る。この警告形態は、例えば、聴診器が緊急 事態に重要な動作を実際に停止する前にユーザに警告を送るので、都合良い。ま た、音響聴診器が機能を停止しないので、良く知られた動作モードも提供し、そ れによって電子聴診器の動作を音響聴診器の動作と同様にする。 ある動作モードでは、電子聴診器は、オンにされる時は必ず、正常動作モード を無効にする。代わりに、スイッチデコーダ１７０が電子回路に電力を与えるバ ッテリによって直接電力を供給される場合、電子聴診器は、耳当て管を閉じて聴 診器をオフにする前に選択した最後のモードを維持することが可能である。電源 をオフにすると、バッテリからスイッチデコーダ１７０への非常に小さい電流が 、スイッチデコーダ１７０が選択した最後のモードを活性状態に維持する。従っ て、 聴診器が次にオンにされると、スイッチデコーダ１７０は、正常モードよりもむ しろ選択した最後のモードを無効にする。 信号１７２は、調節可能クロック／オシレータ回路１７８にも送られる。回路 １７８は、ライン１８０上で制御信号を送り、処理部１０２で使用されるディジ タルフィルタ、例えばフィルタ１２６および１３８のコーナ（カットオフ）周波 数を制御する。処理部１０２においてディジタルフィルタを使用することにより 、それぞれの応用に合わせて、フィルタのコーナ（カットオフ）周波数が調節で きる。例えば、上記コーナ（カットオフ）周波数は、一般に成人および青年の心 臓および肺の音を検出するのに使用される。しかし、幼児および子供の心臓およ び肺の音の音響信号の周波数が、大人や青年よりも高いということを我々は決定 した。この結果、フィルタのコーナ（カットオフ）周波数を増加する必要がある 。このコーナ（カットオフ）周波数の増加は、ライン１８０上のクロック／オシ レータ１７８によって送られるクロック信号の周波数を変化させることにより、 電子的に実行可能である。クロック／オシレータ回路１７８のスイッチ（例えば 、図１３Ａおよび図１３Ｂの回路では１７９）を起動して、幼児や子供の心臓お よび肺の音を検出するのに適当な新たな組のコーナ（カットオフ）周波数を制御 ライン１８０上で送ることも可能である。他の全ての点で、回路の動作は上記と 同様である。 このようなフィルタのコーナ（カットオフ）周波数を変更する能力は、特に都 合良い。従来、幼児や子供の心臓および肺の音を検出したい場合には、一般に、 より高い周波数を強調するために設計した小型の聴診プローブおよび音響チュー ビングを備える小児科音響聴診器を使用する。また、成人音響聴診器が、より高 い周波数に、さらに応答し易く設計された聴診プローブにアダプタを装着するこ とも可能である。本発明は、聴診器を変更する必要がないか、または幼児および 子供用の別個の聴診器を必要としない。回路１７８は、上記コーナ（カットオフ ）周波数よりも高いか、または低い制御周波数をライン１８０上に生成するよう に制御可能であり、これらの制御周波数が、実行中の特定の型式の診断に適する ように選択可能であることを当業者は認識するであろう。 処理部１０２において設定可能な利得を有するフィルタの使用も都合良い。な ぜならば、ノード１１９で伝送される信号が、全ての動作モードに対して、ライ ン１２４上で正常モードの信号レベルに正規化できるからである。フィルタ１２ ６および１２８のそれぞれの利得を制御することにより、ライン１３０および１ ４０上の電子信号のレベルは、ライン１２４上の電子信号の信号レベルと実質的 に同一となるように調節可能である。ライン１３０および１４０上の信号レベル はライン１２４上の電子信号レベルと実質的に同一であるので、処理部１０２（ 結果として電子聴診器）の出力が、選択した特定の動作モードに関係なく、実質 的に同一のレベルである。これには、利点がいくつかある。第１に、ユーザは、 高い増幅のモード（例えば、雑音強調モード）から比較的低い増幅のモード（例 えば、正常モード）に切り替える時、音量を手動で増大させる必要はない。さら に、ユーザは、比較的低い増幅のモード（例えば、正常モード）から、比較的高 い増幅を有する動作モード（例えば、雑音強調モード）に切り替える時、過度の 過渡現象や増幅から保護される。 図示した実施の形態では、フィルタ１１２および１５６がアナログフィルタで あるが、これらのフィルタは、ディジタル技術を用いて実現可能であることを、 当業者は認識するであろう。図示した実施の形態では、フィルタ１２６および１ ３８がディジタルフィルタであるが、これらのフィルタは、アナログ技術を用い て実現可能であることも、当業者は認識するであろう。 図１２Ｃを以下で参照する。この図は、エレクトロニクスハウジング１６内に 含まれる回路の他の実施の形態を示しており、これによって、本発明の電子聴診 器が上記診断機能を行うことが可能となる。図１２Ｃの回路では、出力音量リミ タ１５８が、示されていない。さらに、低周波フィルタ１１２Ａおよび入力リミ タ１１２Ｂが、バンドパスフィルタ１１２からの信号を、処理部１０２に送る前 に処理する。他の全ての点で、図１２Ｃの回路の動作は、図１２を参照して述べ たものと同様である。 低周波フィルタ１１２Ａは、歪みを生じたり、過度の増幅器電力を消耗する低 周波信号（すなわち、人間の耳には聞こえない、およそ２０Ｈｚ以下の信号）を より急速にフィルタリングするのを助ける。低周波フィルタ１１２Ａのコーナ（ カットオフ）周波数は、およそ３５Ｈｚに設定される。上記のように、本発明 の電子聴診器が通常の音響聴診器と同じ音響特性を有するために、およそ２０Ｈ ｚ以下の信号をできるだけ減衰させなければならない。コーナ（カットオフ）周 波数を３５Ｈｚ以上にかなり増加することによって、顕著な可聴低周波ロールオ フを生じ、それによって電子聴診器が、依然として聞き取れる非常に低い周波数 の音を再生する能力を低下させることを実験は示している。より高いオーダのフ ィルタを使用しない場合、コーナ（カットオフ）周波数を３０Ｈｚ以下に減少さ せることにより、２０Ｈｚ以下の信号の認識可能な減衰を生じない。本発明の一 実施の形態では、低周波フィルタ１１２Ａが、３５Ｈｚのコーナ（カットオフ） 周波数を有する２次ベッセルハイパスフィルタである。３５Ｈｚのコーナ（カッ トオフ）周波数を用いる２次ベッセルハイパスフィルタが、望ましい減衰と、よ り低いコーナ（カットオフ）周波数でのより急速な周波数ロールオフを得るため に使用可能な、より高いオーダのフィルタ使用に関連する複雑さとの間に合理的 トレードオフを生じることを、実験は示している。 低周波フィルタ１１２Ａの出力は、入力リミタ１１２Ｂに送られる。入力リミ タ１１２Ｂは、ユーザの指が聴診プローブおよび可撓性音響チューブ１４、また はそのいずれかに接触した時の衝撃音を減少させる。入力リミタ１１２Ｂは、予 測可能な方法で処理部１０２に送られる入力信号の大きさを制限するので、大規 模な突発的過渡現象がユーザの耳にノイズおよび歪み、またはそのいずれかを生 じない。リミタに対して設定したしきい値レベルは、正常あるいは異常な心臓お よび肺の音、またはそのいずれかに影響せず、これらの信号は、変化していない フィルタステージを通過する。しかし、例えば、聴診プローブまたは可撓性音響 チューブ１４の表面を移動するユーザの指によって生じる鋭い高強度の衝撃ノイ ズは、実質的に入力リミタ１１２Ｂによって減少する。本発明の一実施の形態に おいて、入力リミタ１１２Ｂは、仮想接地が２．５ボルトに設定され、リミタし きい値が仮想接地レベル以上および以下で１．５ボルトに設定された状態で、演 算増幅器を使用することが可能である。リミタは能動回路であり、１．５ボルト のしきい値で厳しい制限を加えるダイオードおよび演算増幅器クランピング回路 を備える。入力バッファ１１０、入力バンドパスフィルタ１１２および低周波フ ィルタ１１２Ａの利得は、最大正常信号レベルがおよそ１．５ボルトになるよう に設定され、リミタに続くステージ、すなわち処理部１０２および出力部１０４ は、この予測可能な１．５ボルト制限に応答するように設定される。正常の１． ５ボルトレベルを超える信号は、１．５ボルトレベルしきい値でリミタ回路によ ってクランピングされる。この特定の回路構成の利点は、入力リミタが出力部１ ０４において設定した音量レベルに関わらず、一定の限界しきい値を与えること である。 図１３Ａおよび図１３Ｂを以下で参照する。これらは、図１２のブロック図に 示した回路の実施の形態を示す概略図である。図示した回路は、１個の“ＡＡ” アルカリバッテリで電力を供給でき、およそ３０時間、動作可能である。１個の リチウム“ＡＡ”バッテリを使用した場合、回路は、およそ９０時間、動作可能 である。バッテリ電圧感知回路１８０は、バッテリ電圧レベルをモニタし、ロー バッテリフラッシャ回路１８２を制御して、その時発光しているインジケータを フラッシュし、バッテリ交換が必要であることを警告する。図１３Ａおよび図１ ３Ｂの回路で使用する集積回路を、以下に記載する。 集積回路リスト（図１３Ａおよび図１３Ｂ） 図１４Ａおよび図１４Ｂを以下で参照する。これらは、図１２Ｃのブロック図 に示した回路の実施の形態の概略図である。バッテリ電圧感知回路１８０および フラッシャ回路１８２は、図１３Ａおよび図１３Ｂを参照して述べたものと同様 の方法で動作する。図１４Ａおよび図１４Ｂの回路で使用する集積回路を、以下 に記載する。 集積回路リスト（図１４Ａおよび図１４Ｂ） ４つの動作モードを詳細に述べたが、電子聴診器にさらなる動作モードを備え ることも可能であることを、当業者は認識するであろう。 例示した実施の形態においては、電子聴診器の処理部の動作および制御のモー ドを選択するためのディスクリート回路について述べた。また、ソフトウェア制 御のマイクロコントローラも使用可能である。マイクロコントローラを使用する ことにより、例示した４つのモードスイッチを用いて５つ以上の動作モードを選 択することも可能である。さらに、様々な動作モードを、例示以外の他の方法で 組み合わせることも可能である。また、マイクロコントローラを使用して、例え ば、心臓および肺、またはそのいずれかの特定の周波数範囲を聞くことを望む心 臓学者または肺病学者に専用の、より特定の通過帯域を選択することも可能であ る。さらに、マイクロコントローラを使用して、例えば、その１つを選択する場 合に周波数を変化させる音量制御装置１８を用いて、または周波数のアップダウ ン工程に対する制御手段としてモードボタンを用いて、ユーザ調節可能なコーナ （カットオフ）周波数のモードを生成することが可能である。 マイクロコントローラは、モードスイッチが、別個のスイッチを使用しないで 小児科モードをオンおよびオフにトグル切替することを可能にする。このモード で、マイクロコントローラは、インジケータＬＥＤの照明を制御して、小児科モ ードに入ったことをユーザに示すことも可能である。 マイクロコントローラを使用して、ディジタル音響制御を行うことも可能であ り、このディジタル音量制御により、ユーザはアップまたはダウンボタンを押し て、出力音量を増減することが可能である。さらに、マイクロコントローラは、 ユーザが特定の基準音量レベルを選択できるようにする。その時、ユーザは、い ずれかのモードの可変音量レベル（アナログまたはディジタル）と、様々な音量 レベルで聞こえる音の比較のための基準音量レベル（ユーザ定義可能）とを選択 的にトグルすることができる。マイクロコントローラはまた、基準音量レベルの 較正および設定、またはそのいずれかを行うための基準心臓信号を発生すること も可能である。この基準レベルは、異なる聴覚レベルを用いて医師等が雑音の標 準クルージングレベルを確立する際に有用となる。 以下で、図１５を参照する。この図は、マイクロコントローラと、上記特徴お よび機能を提供する付随回路の回路実現を示す。図１５の回路１０１は、電子聴 診器が、ユーザに聞こえる、内部に格納した基準心臓信号を有し、不揮発性メモ リ３０８に格納した基準音量レベルを設定することを可能にする。基準音量レベ ルが一旦選択され、ユーザによって格納されると、ユーザが、ユーザ選択の可変 音量レベルと（いずれかの動作モードの）基準音量レベルとをトグル切替して、 増幅または減衰したレベルで聞こえる音を基準レベルと比較することが可能であ る。基準レベルは、単に上記較正手順を繰り返すことにより、いかなる時にも再 プログラミング可能である。回路１０１により、音量制御装置３０２（アナログ またはディジタル）が、各動作モードでディジタルフィルタのコーナ（カットオ フ）周波数を連続的に変化させるための周波数制御を行うことも可能となる。 一実施の形態では、マイクロコントローラ３００は、Ｍｉｃｒｏｃｈｉｐ １ ６Ｃ７３マイクロコントローラであってもよい。マイクロコントローラは、中央 制御およびタイミング装置として使用され、統合プログラムメモリ３１０と、デ ータメモリ３０８と、クロックタイマサブシステム３１２とを備える。マイクロ コントローラ３００は、モードスイッチと処理部１０２との間にインタフェース を設ける。マイクロコントローラ３００はまた、音量およびコーナ（カットオフ ）周波数、またはそのいずれかの調整のためのパルス発生エンコーダ（例えば、 制御装置３０２）にインタフェースを与える。マイクロコントローラ３００は、 ディジタルフィルタ１２６および１３８のコーナ（カットオフ）周波数調整の制 御のためのクロック発生器としても動作する。マイクロコントローラ３００は、 モード指示発光ダイオード１７４の照明の制御も行う。 マイクロコントローラ３００はまた、乗除ディジタル−アナログ変換器（ＤＡ Ｃ）３０６を制御して、格納した基準心臓信号のプレイバックのために出力音量 レベルを制御する。一実施の形態では、ＤＡＣ３０６は、アナログスイッチ３０ ４と出力ドライバ１６０との間に結合される。ＤＡＣ３０６は、マイクロコント ローラに対する直列インタフェースと、低電力消費と、１０ビット分解能を特徴 とするＭａｘｉｍ ＭＡＸ５０４でもよい。乗除ＤＡＣ３０６は、マイクロコン トローラからロードされるディジタルワードにより、その基準入力に現れるいか なる入力レベルも基準化する。 ＤＡＣ３０６は、音量制御装置として使用する場合、静的数値でロードされ、 アナログスイッチ３０４を使用して、処理済み聴診器信号をローパスフィルタ１ ５６からＤＡＣ３０６の基準入力に伝送する。格納した基準心臓信号波形をプレ イバックすると、ＤＡＣ３０６への基準入力が一定のＤＣ電圧に切り替わり、マ イクロコントローラが、メモリ３０８からの格納した波形データポイントをＤＡ Ｃに順次ロードする。マイクロコントローラは、その後、波形メモリ３０８を介 してループし、モードが変わるまで波形を繰り返し再生する。基準心臓信号のプ レイバック音量は、波形値をＤＡＣ３０６にロードする前に、マイクロコントロ ーラ内で基準化して変化することが可能である。 基準音量を設定するために、較正手順を使用する。較正手順では、ユーザが、 例えば２つのモードボタンを同時に押して基準信号モードを選択する。一旦この モードを選択すると、電子聴診器が基準心臓信号を繰り返しプレイバックする。 その後、ユーザは、基準信号の望ましい音量レベルがユーザの耳に聞こえるまで 、音量制御ノブを回転させることができる。基準音量レベルは、モードボタンの うちの１個を押すことにより、格納できる。マイクロコントローラ３００は、そ の後、現在の波形倍率を用いて、不揮発性メモリ３０８に格納した静的ＤＡＣ数 値を計算する。この値を用いて、基準音量モードを選択する際に、ユーザ選択の 基準音量を設定する。ユーザは、聴診器を用いて生物学的信号を聞く際に、（音 量制御の操作によって決定する）音量設定と、格納した基準音量レベルとをトグ ル切替する能力を備えることになる。 一実施の形態では、音量制御装置３０２がロータリパルスエンコーダであって も良く、上記のように、ロータリパルスエンコーダを用いて、それぞれの動作モ ードでディジタルフィルタのコーナ（カットオフ）周波数を変化することが可能 である。例えば、ロータリパルスエンコーダは、Ｂｏｕｒｎｓ ＥＣＴ１Ｄ装置 であってもよい。ロータリパルスエンコーダの軸が回転すると、互いに９０度の 位相外れである２つのパルスストリームを生じる。マイクロコントローラにおけ るパルスの到着順序を用いて、軸が時計回りに回転している（例えば、音量また は周波数を増大する）か、または逆時計回りに回転している（例えば、音量また は周波数を減少する）かを決定する。軸は、連続して回転可能であるため、相対 音量または周波数変化が、任意の軸位置から行える。マイクロコントローラ３０ ０は、ＤＡＣ３０６を使用して、可聴信号を発生し、可変範囲の極値に達したか どうかを指示することも可能である。マイクロコントローラおよび付随回路を、 図１２に示す回路と共に使用することも可能であることを当業者は認識するであ ろう。 本発明の少なくとも１つの具体的実施の形態を述べたが、様々な変更、修正、 改良が、当業者にとって容易であろう。このような変更、修正および改良が、こ の開示の一部であることは意図されており、発明の精神および範囲内にあること が意図されている。従って、前記の説明は単なる例であり、限定されるものでは ない。本発明は、以下の請求の範囲およびその同等物に定められたように限定さ れるのみである。

【手続補正書】特許法第１８４条の８第１項 【提出日】１９９７年９月９日 【補正内容】 図１１Ａおよび図１１Ｂは、図１の電子聴診器で使用可能なオン／オフスイッ チの他の実施の形態の動作を示す； 図１２は、図１の電子聴診器の様々な処理機能が如何にして与えられるかを示 す概略ブロック図である； 図１２Ａおよび図１２Ｂは、雑音強調処理機能を与えるための他の実施の形態 を示す； 図１２Ｃは、図１の電子聴診器の様々な処理機能が如何にして与えられるかを 示す別の概略ブロック図である； 図１３Ａおよび図１３Ｂは、図１２に示すブロック図の具体的な回路の実現を 示す； 図１４Ａおよび図１４Ｂは、図１２Ｃに示すブロック図の具体的な回路の実現 を示す； 図１５は、図１２、図１２Ａ、図１２Ｂ、図１２Ｃ、図１３Ａ、図１３Ｂ、図 １４Ａ及び図１４Ｂに関連して示され、且つ述べられた特徴および機能を提供す るマイクロコントローラおよび付随回路の回路実現を示す。 詳細な説明 単に例示するために、また一般性を限定しないために、本発明は、人間の心臓 および肺の診断に使用するための電子聴診器に関連して以下で説明する。これに 関連して、特定の動作および周波数範囲を述べる。しかし、本発明がこれに限定 されないことや、動作周波数および他の聴診器パラメータを変えることにより、 幼児、子供、動物等の生物学的活動と同様に人間の他の型式の生物学的活動を診 断するために本発明を使用可能であることを当業者は認識するであろう。 まず図１、図２および図３を参照する。これらは、本発明の電子聴診器全体の 構成を示す。電子聴診器１０は聴診プローブ１２を備えており、この聴診プロー ブ１２は、特定の臓器の生物学的活動を検出し、それを音響圧力波（すなわち音 響信号）に変換するために使用される。音響信号は、可撓性音響チューブ１４を 介して送られる。エレクトロニクスハウジング１６は、以下でより詳細に述べる ように、聴診器が多くの診断機能を提供できるようにする回路を備えている。ノ ブ１８は、エレクトロニクスハウジング１６に配置されており、電子回路が発生 する音響信号の音量を聴診器のユーザが容易に調節できるようにする。ハウジン グには、聴診器の特定の動作モードに依存して発光する視覚インジケータ２０、 ２１、２３および２５も設けられている。視覚インジケータ２０、２１、２３お よび２５は、発光ダイオードであってもよい。エレクトロニクスハウジング１６ には、第１および第２の可撓性音響管２２および２４が装着されている。 １０ミリセカンドの時定数により、自動利得制御回路１４２が正常な心臓音と心 臓雑音とをトラッキングして、各信号を増幅することが可能であり、その結果、 ライン１４６上の自動利得制御回路１４２の出力は、僅かに増幅した正常な心臓 音とはっきり聞こえる雑音とを含むことになる。短い時定数により、自動利得制 御回路１４２が、正常心臓音信号の減衰に迅速に応答することにより、比較的大 きな主たる心臓音の直後に生じる低レベル雑音の出力レベルを上げることが可能 である。同様に、比較的短い時定数により、自動利得制御回路は、低レベル雑音 に続く主たる心臓音の高められた音量レベルに迅速に応答し、それに応じて利得 を削減することが可能であり、その結果、比較的大きい正常心臓音はあまり増幅 されず、それによって生じる歪みは実質上聞き取れない。 雑音が、かなり低い強度レベルを有する可能性があり、自動利得制御回路１４ ２は、一定の最大利得のみを提供できるので、全ての雑音が、主たる心臓音と実 質的に同一レベルまで増幅可能なわけではない。従って、自動利得制御回路１４ ２は、低レベル雑音に最大利得を与えて、雑音と主たる心臓音との強度レベル差 を減少させる。これが、不均衡増幅の意味するところである。 雑音強調機能を提供する他の回路を示す図１２Ａおよび図１２Ｂを以下で参照 する。図１２Ａに示す回路１４２は、しきい値リミタ２０４がその後に設けられ ている可変利得増幅器２０２を使用する。可変利得増幅器２０２は、バンドパス フィルタ１１２から全ての信号を増幅する。増幅した信号は、その後、予め設定 したしきい値を有するしきい値リミタ２０４に送られる。主たる心臓音がリミタ のしきい値に達すると、さらなる増幅は防止される。一方、可変利得増幅器２０ ２の利得は、より低いレベルの雑音のレベルを上げるように設定され、主たる心 臓音の出力音量は一定に維持される。この回路は、主たる心臓音がしきい値リミ タのしきい値に達し、可変利得増幅器２０２の利得が増大すると、望ましい雑音 強調機能を果たすが、主たる心臓音を制限することにより、可聴歪みを生じる可 能性がある。 図１２Ｂに示す回路１４２は、対数圧縮器２５４がその後に設けられているア ナログ自動利得制御回路２５２を使用する。自動利得制御回路２５２は、入力信 号のレベルに依存しない一定の平均出力音量レベルを与える。望ましい転送応答 を達成するために、公称音量レベル、時定数、および低レベルまたは非入力信号 が存在した状態で与えられる最大利得が設定される。この結果、自動利得制御回 路２５２が入力信号を正規化し、対数圧縮器２５４に送られる信号が、実質的に 一定レベルになる。自動利得制御回路の時定数は、数秒間に設定され、心拍数回 分に及ぶ。従って、自動利得制御回路２５２の出力は、入力信号の基準化バージ ョンである。対数圧縮器２５４は、対数方式で動作して、低レベル信号を強調す るために自動利得制御回路２５２が与える信号を圧縮する。 図１２Ｂの回路は、望ましい雑音強調機能を果たすために動作するが、図１２ Ａの回路１４２と同じ制限を受ける。さらに、比較的長い時定数を使用して、自 動利得制御回路によって伝送される信号レベルを正規化するので、ユーザは、自 動利得制御回路が作動しているのを聞くことができる。例えば、自動利得制御回 路時定数が正規化出力レベルを設定する間、ユーザがあるレベルの心臓音を最初 に聞く可能性がある。正規化出力レベルが一旦設定されると、ユーザに聞こえる 音量を変えることもできる。 可変利得増幅器２０２および対数圧縮器２５４も雑音強調機能を果たすために 組み合わせて使用可能であることを、当業者は認識するであろう。また、自動利 得制御回路２５２およびしきい値リミタ２０４もまた、雑音強調機能を果たすた めに組み合わせて使用可能であることを、当業者は認識するであろう。 異常心臓音が正常心臓音よりも低いレベルにある場合に対して雑音強調回路の 動作を説明したが、異常心臓音が実際に正常心臓音よりも大きい場合がある。こ の状態では、雑音強調回路は、正常心臓音を増幅し、異常音に対して比較的増幅 を行わないように動作する。このように、回路は、どの音がより低い強度である かに依り、異常心臓音または正常心臓音を増幅可能である。 フィルタ１３８が、例示の実施の形態における自動利得制御回路１４２の出力 に接続されるが、これらの装置は、信号がまずフィルタ１３８によってフィルタ リングされ、その後、自動利得制御回路１４２によって利得制御されるように接 続可能であることを、当業者は認識するであろう。同様に、図１２Ａおよび図１ ２Ｂの回路は、フィルタ１３８の前後に配置可能である。 ローパスフィルタ１３８のコーナ（カットオフ）周波数は、雑音強調モードで ある時、聴診器が心臓モードで動作している時と同一のコーナ（カットオフ）周 波数であってもよい。また、聴診器が雑音強調モードで動作している時のローパ スフィルタ１３８のコーナ（カットオフ）周波数は、心電モードで使用するコー ナ（カットオフ）周波数と異なってもよい。 請求の範囲 １． 電子聴診器において、 聴診プローブと、 前記聴診プローブに音響的に結合され、音響信号を電子信号に変換するための 第１のトランスデューサと、 入力が前記第１のトランスデューサの出力に電気的に結合され、前記電子信号 を処理して、前記音響信号の選択されたもののみを表す選択された電子信号を送 るための処理部と、 前記処理部の出力に結合され、前記選択された電子信号を音響信号に変換する ための第２のトランスデューサとを備えることを特徴とする、電子聴診器。 ２． 請求の範囲１に記載の電子聴診器において、前記第１のトランスデュー サの出力と、前記処理部の入力との間に結合されたバンドパスフィルタをさらに 備えることを特徴とする、電子聴診器。 ３． 請求の範囲１に記載の電子聴診器において、前記処理部が正常動作モー ドで動作し、前記第１のトランスデューサの出力からの電子信号が、実質的には 変化せずに前記第２のトランスデューサに送られることを特徴とする、電子聴診 器。 ４． 請求の範囲１に記載の電子聴診器において、前記処理部が呼吸器モード で動作し、前記第１のトランスデューサの出力からの電子信号が、前記第２のト ランスデューサに送られる前にハイパスフィルタによってフィルタリングされる ことを特徴とする、電子聴診器。 ５． 請求の範囲４に記載の電子聴診器において、前記ハイパスフィルタが、 １００ないし３００Ｈｚの範囲のコーナ（カットオフ）周波数を有することを特 徴とする、電子聴診器。 ６． 請求の範囲１に記載の電子聴診器において、前記処理部が心電図モード で動作し、前記第１のトランスデューサの出力からの電子信号が、前記第２のト ランスデューサに送られる前に第１のローパスフィルタによってフィルタリング されることを特徴とする、電子聴診器。 ７． 請求の範囲６に記載の電子聴診器において、前記第１のローパスフィル タが４００ないし６００Ｈｚの範囲のコーナ（カットオフ）周波数を有すること を特徴とする、電子聴診器。 ８． 請求の範囲１に記載の電子聴診器において、前記処理部が雑音改良モー ドで動作し、前記第１のトランスデューサの出力からの電子信号が、音響利得制 御回路および第１のローパスフィルタによって処理されることを特徴とする、電 子聴診器。 ９． 請求の範囲８に記載の電子聴診器において、前記音響利得制御回路が、 ５ないし１００ミリセカンドの範囲の応答時定数を有することを特徴とする、電 子聴診器。 １０． 請求の範囲１に記載の電子聴診器において、前記処理部の出力と前記 第２のトランスデューサとの間に結合された出力増幅部をさらに備えることを特 徴とする、電子聴診器。 １１． 請求の範囲１０に記載の電子聴診器において、前記出力増幅部が、前 記処理部の出力に入力が結合された加算回路と、前記加算回路の出力に入力が結 合された第２のローパスフィルタと、前記第２のローパスフィルタの出力に入力 が結合された音量制御回路と、前記音量制御回路の出力に入力が結合された出力 音量制限回路と、前記出力音量制限回路の出力に入力が結合され、前記第２のト ランスデューサに出力が結合された駆動増幅器とを備えることを特徴とする、電 子聴診器。 １２． 請求の範囲１１に記載の電子聴診器において、前記第２のローパスフ ィルタが１５００Ｈｚないし１７００Ｈｚの範囲のコーナ（カットオフ）周波数 を有することを特徴とする、電子聴診器。 １３． 請求の範囲２に記載の電子聴診器において、前記バンドパスフィルタ が２０Ｈｚから１６００Ｈｚの範囲の通過帯域を有することを特徴とする、電子 聴診器。 １４． 請求の範囲１に記載の電子聴診器において、前記電子聴診器用の電源 の状態を提供するためのインジケータをさらに備えることを特徴とする、電子聴 診器。 １５． 請求の範囲１４に記載の電子聴診器において、前記インジケータが視 覚インジケータであることを特徴とする、電子聴診器。 １６． 請求の範囲１４に記載の電子聴診器において、前記インジケータが可 聴インジケータであることを特徴とする、電子聴診器。 １７． 請求の範囲１に記載の電子聴診器において、前記第１のトランスデュ ーサの出力と前記処理部の入力との間に結合され、前記第１のトランスデューサ から電子信号を送り、前記処理部によって処理するべき電子信号を受け取るため のトランシーバをさらに備えることを特徴とする、電子聴診器。 １８． 請求の範囲１７に記載の電子聴診器において、前記トランシーバが赤 外線トランシーバであることを特徴とする、電子聴診器。 １９． 請求の範囲１７に記載の電子聴診器において、前記トランシーバが無 線周波トランシーバであることを特徴とする、電子聴診器。 ２０． 請求の範囲５に記載の電子聴診器において、前記コーナ（カットオフ ）周波数がおよそ１４０Ｈｚであることを特徴とする、電子聴診器。 ２１． 請求の範囲７に記載の電子聴診器において、前記コーナ（カットオフ ）周波数がおよそ４８０Ｈｚであることを特徴とする、電子聴診器。 ２２． 請求の範囲１に記載の電子聴診器において、前記聴診器から信号を送 り、前記聴診器によって処理されるべき信号を受け取るためのトランシーバをさ らに備えることを特徴とする、電子聴診器。 ２３． 請求の範囲１に記載の電子聴診器において、前記処理部の少なくとも １つの動作パラメータを変えて、選択した電子信号を変化させるための手段をさ らに備えることを特徴とする、電子聴診器。 ２４． 請求の範囲１に記載の電子聴診器において、前記処理部が、実質的に 変化していない電子信号を送る第１の回路と、およそ１００Ｈｚ以上の電子信号 を送るハイパスフィルタを有する第２の回路と、およそ６００Ｈｚ以下のの電子 信号を送るローパスフィルタを有する第３の電子回路と、およそ６００Ｈｚ以下 の電子信号を増幅し、伝送するローパスフィルタに結合した自動利得制御回路を 有する第４の電子回路と、前記第１、第２、第３または第４の回路のうちの１つ を選択する切り替え部とを備え、 前記切り替え部を制御して、前記第１、第２、第３または第４の回路のうちの １つを選択する制御部をさらに備えることを特徴とする、電子聴診器。 ２５． 請求の範囲２４に記載の電子聴診器において、前記制御部が、 複数個のスイッチと、 入力が前記複数個のスイッチに結合され、出力が前記切り替え部に結合された スイッチデコーダとを備え、前記切り替え部が、前記複数個のスイッチにおける １個のスイッチの起動に応答して、前記第１、第２、第３または第４の回路のう ちの１個を選択することを特徴とする、電子聴診器。 ２６． 請求の範囲２４に記載の電子聴診器において、前記ハイパスフィルタ のコーナ（カットオフ）周波数を変化させ、前記ローパスフィルタのコーナ（カ ットオフ）周波数を変化させる制御信号を発生する調節可能なクロック／オシレ ータ回路をさらに備えることを特徴とする、電子聴診器。 ２７． 請求の範囲１に記載の電子聴診器において、前記処理部が雑音改良モ ードで動作し、前記第１のトランスデューサの出力からの電子信号が、可変利得 増幅器、しきい値リミタおよび第１のローパスフィルタによって処理されること を特徴とする、電子聴診器。 ２８． 請求の範囲１に記載の電子聴診器において、前記処理部が雑音改良モ ードで動作し、前記第１のトランスデューサの出力からの電子信号が、自動利得 制御回路、対数圧縮器および第１のローパフィルタによって処理されることを特 徴とする、電子聴診器。 ２９． 請求の範囲１に記載の電子聴診器において、前記第１のトランスデュ ーサの出力と、前記処理部の入力との間に結合され、前記第１のドランスジュー サから電子信号を送るための送信器をさらに備えることを特徴とする、電子聴診 器。 ３０． 請求の範囲１に記載の電子聴診器において、前記第１のトランスデュ ーサの出力と、前記処理部の入力との間に結合され、前記処理部によって処理さ れるべき電子信号を受け取るための受信器をさらに備えることを特徴とする、電 子聴診器。 ３１． 請求の範囲１に記載の電子聴診器において、前記処理部が、制御可能 なコーナ（カットオフ）周波数を有する少なくとも１個のフィルタを備えること を特徴とする、電子聴診器。 ３２． 請求の範囲３１に記載の電子聴診器において、前記処理部が、前記コ ーナ（カットオフ）周波数を変化させるための制御回路を備えることを特徴とす る、電子聴診器。 ３３． 請求の範囲３２に記載の電子聴診器において、前記制御回路が前記コ ーナ（カットオフ）周波数を増加させることを特徴とする、電子聴診器。 ３４． 請求の範囲３２に記載の電子聴診器において、前記制御回路が前記コ ーナ（カットオフ）周波数を減少させることを特徴とする、電子聴診器。 ３５． 請求の範囲３１に記載の電子聴診器において、前記少なくとも１個の フィルタがディジタルフィルタであることを特徴とする、電子聴診器。 ３６． 請求の範囲３１に記載の電子聴診器において、前記少なくとも１個の フィルタがアナログフィルタであることを特徴とする、電子聴診器。 ３７． 請求の範囲８に記載の電子聴診器において、前記電子信号が前記自動 利得制御回路によって処理され、その後、前記第１のローパスフィルタに送られ ることを特徴とする、電子聴診器。 ３８． 請求の範囲９に記載の電子聴診器において、前記応答時定数がおよそ １０ミリセカンドであることを特徴とする、電子聴診器。 ３９． 請求の範囲３２に記載の電子聴診器において、前記処理部が、制御可 能なコーナ（カットオフ）周波数をそれぞれ有する複数個のフィルタを備えるこ とを特徴とする、電子聴診器。 ４０． 請求の範囲３９に記載の電子聴診器において、前記制御回路が、前記 複数個のフィルタの各々のコーナ（カットオフ）周波数を独立して変化させるこ とを特徴とする、電子聴診器。 ４１． 請求の範囲１に記載の電子聴診器において、前記第１のトランスデュ ーサの出力と、前記処理部の入力との間に結合された低周波フィルタをさらに備 えることを特徴とする、電子聴診器。 ４２． 請求の範囲４１に記載の電子聴診器において、前記低周波フィルタが 、３０ないし４０Ｈｚの範囲のコーナ（カットオフ）周波数を有する２次ベッセ ルハイパスフィルタであることを特徴とする、電子聴診器。 ４３． 請求の範囲４２に記載の電子聴診器において、前記コーナ（カットオ フ）周波数がおよそ３５Ｈｚであることを特徴とする、電子聴診器。 ４４． 請求の範囲１に記載の電子聴診器において、前記低周波フィルタの出 力と前記処理部の入力との間に結合され、前記処理部に送られる電子信号の大き さを制限する入力リミタをさらに備えることを特徴とする、電子聴診器。 ４５． 請求の範囲１に記載の電子聴診器において、前記処理部が、実質的に 変化していない電子信号を送る第１の回路と、およそ１００Ｈｚ以上の電子信号 を送るハイパスフィルタを有する第２の回路と、およそ６００Ｈｚ以下のの電子 信号を送るローパスフィルタを有する第３の電子回路と、およそ６００Ｈｚ以下 の電子信号を増幅し、伝送するローパスフィルタに結合された自動利得制御回路 を有する第４の電子回路と、前記第１、第２、第３または第４の回路のうちの１ つを選択する切り替え部とを備え、 前記切り替え部を制御して、前記第１、第２、第３または第４の回路のうちの １つを選択するマイクロコントローラを備えることを特徴とする、電子聴診器。 ４６． 請求の範囲４５に記載の電子聴診器において、前記マイクロコントロ ーラが、基準生物学的信号を格納するためのメモリを備え、ユーザ入力に応答し て前記基準生物学的信号の再生を制御することを特徴とする、電子聴診器。 ４７． 請求の範囲４５に記載の電子聴診器において、前記マイクロコントロ ーラが、制御信号を送って増幅回路の利得を制御することにより、前記電子聴診 器によって送られる可聴信号の音量を制御することを特徴とする、電子聴診器。 ４８． 請求の範囲４５に記載の電子聴診器において、前記マイクロコントロ ーラが、パルスエンコーダに応答して、前記処理部における少なくとも１個のフ ィルタのコーナ（カットオフ）周波数を変化させることを特徴とする、電子聴診 器。 ４９． 請求の範囲４８に記載の電子聴診器において、前記処理部が、制御可 能なコーナ（カットオフ）周波数をそれぞれ有する複数個のフィルタを備え、前 記マイクロコントローラが、前記複数個のフィルタの各々のコーナ（カットオフ ）周波数を独立して変化させるための手段を備えることを特徴とする、電子聴診 器。 ５０． 電子聴診器において、 聴診プローブと、 前記聴診プローブに音響的に結合され、人間の生物学的活動によって発生する 音響信号を電子信号に変換するための第１のトランスデューサと、 前記電子信号を受け取る入力を有し、前記電子信号を処理して、選択された人 間の臓器によって発生する音響信号を表す、選択された電子信号を送るための信 号プロセッサと、 前記信号プロセッサの出力に結合され、前記選択された電子信号を可聴音響信 号に変換するための第２のトランスデューサとを備えることを特徴とする、電子 聴診器。 ５１． 請求の範囲５０に記載の電子聴診器において、前記第１のトランスデ ューサと前記信号プロセッサとの間に結合され、可聴周波数範囲内の電子信号の みを送るためのバンドパスフィルタをさらに備えることを特徴とする、電子聴診 器。 ５２． 請求の範囲５０に記載の電子聴診器において、可聴音響信号が前記信 号プロセッサにより実質的に変化しない動作モードを有することを特徴とする、 電子聴診器。 ５３． 請求の範囲５０に記載の電子聴診器において、可聴音響信号が実質的 に呼吸音のみである動作モードを有することを特徴とする、電子聴診器。 ５４． 請求の範囲５０に記載の電子聴診器において、可聴音響信号が実質的 に心臓音のみである動作モードを有することを特徴とする、電子聴診器。 ５５． 請求の範囲５０に記載の電子聴診器において、可聴音響信号が正常心 臓音と異常心臓音とを備える動作モードを有し、前記正常および異常心臓音のう ちのいずれかのみが実質的に増幅されることを特徴とする、電子聴診器。 ５６． 請求の範囲５０に記載の電子聴診器において、前記信号プロセッサが 、実質的に変化していない電子信号を送る第１の回路と、およそ１００Ｈｚ以上 の電子信号を送るハイパスフィルタを有する第２の回路と、およそ６００Ｈｚ以 下のの電子信号を送るローパスフィルタを有する第３の電子回路と、およそ６０ ０Ｈｚ以下の電子信号を増幅し、伝送するローパスフィルタに結合された自動利 得制御回路を有する第４の電子回路と、前記第１、第２、第３または第４の回路 のうちの１つを選択する切り替え回路とを備え、 前記切り替え回路を制御して、前記第１、第２、第３または第４の回路のうち の１つを選択する制御回路をさらに備えることを特徴とする、電子聴診器。 ５７． 請求の範囲５６に記載の電子聴診器において、前記制御部が、 複数個のスイッチと、 入力が前記複数個のスイッチに接続され、出力が前記切り替え回路に接続され たスイッチデコーダとを備え、前記切り替え回路が、前記複数個のスイッチにお ける１個のスイッチの起動に応答して、前記第１、第２、第３または第４の回路 のうちの１個を選択することを特徴とする、電子聴診器。 ５８． 請求の範囲５６に記載の電子聴診器において、前記ハイパスフィルタ のコーナ（カットオフ）周波数を変化させ、前記ローパスフィルタのコーナ（カ ットオフ）周波数を変化させる制御信号を発生する調節可能なクロック／オシレ ータ回路をさらに備えることを特徴とする、電子聴診器。 ５９． 請求の範囲５１に記載の電子聴診器において、前記可聴周波数範囲が およそ２０Ｈｚから１６００Ｈｚであることを特徴とする、電子聴診器。 ６０． 請求の範囲５５に記載の電子聴診器において、前記信号プロセッサが 、ローパスフィルタに結合された自動利得制御回路を備えることを特徴とする、 電子聴診器。 ６１． 請求の範囲５５に記載の電子聴診器において、前記信号プロセッサが 、ローパスフィルタと、出力がしきい値リミタの入力に結合された可変利得増幅 器とを備えることを特徴とする、電子聴診器。 ６２． 請求の範囲５５に記載の電子聴診器において、前記信号プロセッサが 、ローパスフィルタと、出力が対数圧縮器の入力に結合された自動利得制御回路 とを備えることを特徴とする、電子聴診器。 ６３． 電子聴診器において、 ダイアフラムを有し、音響圧力信号を送るための聴診プローブと、 第１の端部が前記ダイアフラムに音響的に結合され、第２の端部が第１の電子 トランスデューサに音響的に結合された第１の音響管と、 前記ダイアフラムに音響的に結合された第１の端部と、開放した第２の端部と を有する第２の音響管と、 収納部内に含まれる電子処理部とを備え、前記収納部もまた、前記第１の音響 管の第２の端部と、前記第２の音響管の開放した第２の端部とを含み、さらに 前記収納部内に含まれる第２のトランスデューサに音響的に結合された一対の 耳当て管を備えることを特徴とする、電子聴診器。 ６４． 電子聴診器において、 ダイアフラムを有し、音響圧力信号を送るための聴診プローブと、 第１の端部が前記ダイアフラムに、およびその第２の端部に近接して配置され た第１の電子トランスデューサに、音響的に結合された第１の音響管と、 第１の端部が前記ダイアフラムに、およびその第２の端部に近接して配置され た空孔に、音響的に結合された第２の音響管と、 前記第１の音響管の第２の端部に配置された第２の電子トランスデューサと、 前記第２の音響管の第２の端部に配置された第３の電子トランスデューサとを 備えることを特徴とする、電子聴診器。 ６５． 電子聴診器において、 ダイアフラムを有し、音響圧力信号を送るための聴診プローブと、 第１の端部が前記ダイアフラムに音響的に結合され、第２の端部が第１の電子 聴診器に音響的に結合された第１の音響管と、 前記ダイアフラムに音響的に結合された第１の端部と、開放した第２の端部と を有する第２の音響管と、 収納部内に含まれる電子処理部とを備え、前記収納部もまた、前記第１の音響 管の第２の端部を含み、さらに 前記収納部内に含まれる第２のトランスデューサに音響的に結合された一対の 耳当て管を備えることを特徴とする、電子聴診器。 ６６． 電子聴診器において、 ダイアフラムを有し、音響圧力信号を送るための聴診プローブと、 第１の端部が前記ダイアフラムおよび第１の電子トランスデューサに音響的に 結合された第１の音響管とを備え、前記第１の音響管が閉鎖した第２の端部を有 し、 第１の端部が前記ダイアフラムおよび前記第１の電子トランスデューサに音響 的に結合された第２の音響管を備え、前記第２の音響管が開放した第２の端部を 有し、 収納部内に含まれる電子処理部と、 前記聴診プローブを前記収納部に結合し、前記第１の音響管および前記第２の 音響管を含むチューブと、 前記収納部内に含まれる第２のトランスデューサに音響的に結合された一対の 耳当て管とを備えることを特徴とする、電子聴診器。 ６７． 請求の範囲６３、６４、６５または６６に記載の電子聴診器において 、前記第１および第２の音響管の組み合わされた長さが以下の式によってほぼ決 定され、 ここでは、ｆ＝聴診器の共振周波数 ｖ＝音の速度（およそ３４５．０３３６m/sec(１１３２ft/sec)） Ｌ＝第１および第２の音響管の長さ（m） であることを特徴とする、電子聴診器。 ６８． 請求の範囲６７に記載の電子聴診器において、前記聴診器が１２０Ｈ ｚないし１５５Ｈｚの範囲の共振周波数を有することを特徴とする、電子聴診器 。 ６９． 請求の範囲６８に記載の電子聴診器において、前記聴診器の前記共振 周波数がおよそ１２１Ｈｚであることを特徴とする、電子聴診器。 ７０． 請求の範囲６３、６４、６５または６６に記載の電子聴診器において 、前記聴診プローブがアルミニウム合金で形成されることを特徴とする、電子聴 診器。 ７１． 請求の範囲７０に記載の電子聴診器において、前記ダイアフラムがポ リカーボネートで形成されることを特徴とする、電子聴診器。 ７２． 請求の範囲６３に記載の電子聴診器において、前記聴診器が、前記第 １の音響管の長さと、前記第２の音響管の長さとによって決定される共振周波数 を有することを特徴とする、電子聴診器。 ７３． 請求の範囲６４に記載の電子聴診器において、前記聴診器が、前記第 １の音響管の長さと、前記第２の音響管の長さとによって決定される共振周波数 を有することを特徴とする、電子聴診器。 ７４． 請求の範囲６８に記載の電子聴診器において、前記聴診器の共振周波 数がおよそ１３６Ｈｚであることを特徴とする、電子聴診器。 ７５． 請求の範囲６６に記載の電子聴診器において、前記第１の電子トラン スデューサを囲む音響的に透過特性を有するエネルギ減衰フォームをさらに備え ることを特徴とする、電子聴診器。 ７６． 電力を与えられた信号処理回路と、一対の耳当て管と、前記信号処理 回路への電力を制御するためのスイッチとを備える電子聴診器において、前記ス イッチが、 前記一対の耳当て管における第１の耳当て管に装着した前記スイッチの第１の スイッチ極と、 前記一対の耳当て管における第２の耳当て管に装着した前記スイッチの第２の スイッチ極と、 各耳当て管に機械的に結合され、前記第１および第２の耳当て管を共に強制移 動させるバネとを備えることを特徴とし、 耳当て管を所定距離だけ引き離すと、前記第１のスイッチ極および前記第２の スイッチ極が電気的接触を行って前記信号処理回路に電力を供給し、また前記耳 当て管をリリースすると、前記バネが前記耳当て管を共に強制移動させ、前記第 １のスイッチ極および前記第２のスイッチ極が引き離されて、前記信号処理回路 から電力を除去することを特徴とする、電子聴診器。 ７７． 請求の範囲７６に記載の電子聴診器において、前記バネがバネ鋼から 形成されることを特徴とする、電子聴診器。 ７８． 請求の範囲７６に記載の電子聴診器において、前記バネが燐青銅から 形成されることを特徴とする、電子聴診器。 ７９． 電子聴診器において、 聴診プローブと、 前記聴診プローブに音響的に結合され、人間の生物学的活動によって発生する 音響信号を電子信号に変換するための第１のトランスデューサと、 前記電子信号を選択的にフィルタリングして、選択された生物学的活動によっ て発生する音響信号を表す電子信号のみを実質的に含む、フィルタリングされた 電子信号を送るための手段と、 前記フィルタリングされた電子信号を可聴音響信号に変換するための第２のト ランスデューサとを備え、 前記電子聴診器は、前記可聴音響信号が前記選択フィルタリング手段によって 実質的に変化されない動作モードを有し、 前記電子聴診器は、前記可聴音響信号が実質的に呼吸音のみである動作モード を有し、 前記電子聴診器は、前記可聴音響信号が実質的に心臓音のみである動作モード を有し、 前記電子聴診器は、前記可聴音響信号が正常心臓音および異常心臓音を含む動 作モードを有し、前記正常および異常心臓音の一方のみが、実質的に増幅される ことを特徴とする、電子聴診器。 ８０． 生物学的活動によって発生する音響信号をフィルタリングして、特定 の臓器によって発生する選択された音響信号を前記音響信号から実質的に分離す る方法において、 生物学的活動によって発生する音響信号を電子信号に変換する工程と、 前記電子信号を選択的にフィルタリングし、特定の臓器によって発生する音響 信号を表す電子信号のみを実質的に含むフィルタリングされた電子信号を送る工 程と、 前記フィルタリングされた電子信号を可聴音響信号に変換する工程とを備え、 前記選択フィルタリング工程が、前記電子信号をフィルタリングし、その結果 、可聴音響信号に変換すると、前記可聴音響信号が実質的に呼吸音のみを含む工 程を備え、 前記選択フィルタリング工程が、前記電子信号をフィルタリングし、その結果 、可聴音響信号に変換すると、前記可聴音響信号が実質的に心臓音のみを含み、 前記選択フィルタリング工程が、前記電子信号をフィルタリングし、その結果 、可聴音響信号に変換すると、前記可聴音響信号が正常心臓音および異常心臓音 を含み、前記正常および異常心臓音の一方のみが実質的に増幅されることを特徴 とする、方法。 ８１． 請求の範囲８０に記載の方法において、前記選択フィルタリング工程 が、電子信号をハイパスフィルタリングする工程を備え、それによって、フィル タリングされた電子信号が、肺によって発生する音響信号を表す電子信号のみを 実質的に含むことを特徴とする、方法。 ８２． 請求の範囲８０に記載の方法において、前記選択フィルタリング工程 が、電子信号をローパスフィルタリングする工程を備え、それによって、フィル タリングされた電子信号が、心臓によって発生する音響信号を表す電子信号のみ を実質的に含むことを特徴とする、方法。 ８３． 請求の範囲８０に記載の方法において、前記選択フィルタリング工程 が、 電子信号を所定レベルまで増幅する工程と、 電子信号をローパスフィルタリングする工程とを備え、 それによって、フィルタリングされた電子信号が、正常且つ異常心臓音を表す 電子信号のみを実質的に含むことを特徴とする、方法。 ８４． 請求の範囲８０に記載の方法において、前記生物学的活動が人間の生 物学的活動であることを特徴とする、方法。 ８５． 請求の範囲８０に記載の方法において、前記生物学的活動が動物の生 物学的活動であることを特徴とする、方法。 ８６． 請求の範囲８０に記載の方法において、前記選択フィルタリング工程 が、 電子信号を所定利得だけ増幅する工程と、 増幅された電子信号のうちの特定のものをさらなる増幅から制限する工程と、 制限された増幅電子信号をローパスフィルタリングする工程とを備え、 フィルタリングされた電子信号が、正常な心臓音と異常な心臓音を表す電子信 号のみを実質的に含むことを特徴とする、方法。 ８７． 請求の範囲８０に記載の方法において、前記選択フィルタリング工程 が、 電子信号を所定レベルまで増幅する工程と、 増幅された電子信号を対数圧縮する工程と、 対数圧縮した電子信号をローパスフィルタリングする工程とを備え、 前記フィルタ電子信号が、正常な心臓音と異常な心臓音を表す電子信号のみを 実質的に含むことを特徴とする、方法。 ８８． 請求の範囲８０に記載の方法において、前記選択フィルタリング工程 が、選択した電子信号を差動増幅する工程を備えることを特徴とする、方法。 ８９． 請求の範囲８０に記載の方法において、可聴音響信号の音量を制御す る工程をさらに備えることを特徴とする、方法。 ９０． 聴診器において、 ダイアフラムを有し、音響圧力信号を送るための聴診プローブと、 音響信号を送るための第１の耳当て管および第２の耳当て管と、 前記聴診プローブを前記第１の耳当て管および前記第２の耳当て管に結合する 音響チューブとを備え、 前記第１の耳当て管および前記第２の耳当て管の各々が、首領域から胸領域ま での人体の形状に実質的に従う第１の曲線と、首領域の基部から肩領域までの人 体の形状に実質的に従う第２の曲線とを有することを特徴とする、聴診器。 ９１． 請求の範囲９０に記載の聴診器において、前記第１の曲線が、７６． ２mm（３インチ）ないし１０１．６mm（４インチ）の範囲の半径を有することを 特徴とする、聴診器。 ９２． 請求の範囲９０に記載の聴診器において、前記第１の曲線が、５０． ８mm（２インチ）ないし７６．２mm（３インチ）の範囲の半径を有することを特 徴とする、聴診器。 ９３． 電力を与えられた信号処理回路と、一対の耳当て管と、前記信号処理 回路への電力を制御するためのシステムとを備える電子聴診器において、前記シ ステムが、 前記一対の耳当て管の各々に機械的に結合されたバネと、 前記耳当て管の引き離しに応答して前記信号処理回路に電力を供給し、前記耳 当て管の閉鎖に応答して前記信号処理回路から電力を除去するための手段とを備 えることを特徴とする、電子聴診器。 ９４． 電力を与えられた信号処理回路および一対の耳当て管を有する電子聴 診器において、前記信号処理回路への電力を制御するための方法が、 前記一対の耳当て管を引き離して、前記信号処理回路に電力を供給するスイッ チを起動する工程と、 前記一対の耳当て管を閉じて、前記スイッチを停止状態にして前記信号処理回 路から電力を除去する工程とを備えることを特徴とする、方法。 【手続補正書】特許法第１８４条の８第１項 【提出日】１９９７年１０月３日 【補正内容】 この信号を用いて出力部１０４を制御し、バッテリ電圧が所定レベル以下に降下 する際、可聴信号を送ることも可能である。我々は、１．０ボルトのしきい値を 選択した。その理由は、電源電圧がこのレベルに到達すると、聴診器が数時間動 作し続けることが可能だからである。これは、電源電圧が低いが、さらに数時間 の動作に充分な電力を利用可能であるという警告をユーザに送る。この警告形態 は、例えば、聴診器が緊急事態に重要な動作を実際に停止する前にユーザに警告 を送るので、都合良い。また、音響聴診器が機能を停止しないので、良く知られ た動作モードも提供し、それによって電子聴診器の動作を音響聴診器の動作と同 様にする。 ある動作モードでは、電子聴診器は、オンにされる時は必ず、正常動作モード を無効にする。代わりに、スイッチデコーダ１７０が電子回路に電力を与えるバ ッテリによって直接電力を供給される場合、電子聴診器は、耳当て管を閉じて聴 診器をオフにする前に選択した最後のモードを維持することが可能である。電源 をオフにすると、バッテリからスイッチデコーダ１７０への非常に小さい電流が 、スイッチデコーダ１７０が選択した最後のモードを活性状態に維持する。従っ て、聴診器が次にオンにされると、スイッチデコーダ１７０は、正常モードより もむしろ選択した最後のモードを無効にする。 信号１７２は、調節可能クロック／オシレータ回路１７８にも送られる。回路 １７８は、ライン１８１上で制御信号を送り、処理部１０２で使用されるディジ タルフィルタ、例えばフィルタ１２６および１３８のコーナ（カットオフ）周波 数を制御する。処理部１０２においてディジタルフィルタを使用することにより 、それぞれの応用に合わせて、フィルタのコーナ（カットオフ）周波数が調節で きる。例えば、上記コーナ（カットオフ）周波数は、一般に成人および青年の心 臓および肺の音を検出するのに使用される。しかし、幼児および子供の心臓およ び肺の音の音響信号の周波数が、大人や青年よりも高いということを我々は決定 した。この結果、フィルタのコーナ（カットオフ）周波数を増加する必要がある 。このコーナ（カットオフ）周波数の増加は、ライン１８１上のクロック／オシ レ ータ１７８によって送られるクロック信号の周波数を変化させることにより、電 子的に実行可能である。クロック／オシレータ回路１７８のスイッチ（例えば、 図１３Ａおよび図１３Ｂの回路では１７９）を起動して、幼児や子供の心臓およ び肺の音を検出するのに適当な新たな組のコーナ（カットオフ）周波数を制御ラ イン１８１上で送ることも可能である。他の全ての点で、回路の動作は上記と同 様である。 このようなフィルタのコーナ（カットオフ）周波数を変更する能力は、特に都 合良い。従来、幼児や子供の心臓および肺の音を検出したい場合には、一般に、 より高い周波数を強調するために設計した小型の聴診プローブおよび音響チュー ビングを備える小児科音響聴診器を使用する。

───────────────────────────────────────────────────── フロントページの続き (81)指定国 ＥＰ(ＡＴ，ＢＥ，ＣＨ，ＤＥ， ＤＫ，ＥＳ，ＦＩ，ＦＲ，ＧＢ，ＧＲ，ＩＥ，ＩＴ，Ｌ Ｕ，ＭＣ，ＮＬ，ＰＴ，ＳＥ)，ＯＡ(ＢＦ，ＢＪ，ＣＦ ，ＣＧ，ＣＩ，ＣＭ，ＧＡ，ＧＮ，ＭＬ，ＭＲ，ＮＥ， ＳＮ，ＴＤ，ＴＧ)，ＡＰ(ＫＥ，ＬＳ，ＭＷ，ＳＤ，Ｓ Ｚ，ＵＧ)，ＵＡ(ＡＭ，ＡＺ，ＢＹ，ＫＧ，ＫＺ，ＭＤ ，ＲＵ，ＴＪ，ＴＭ)，ＡＬ，ＡＭ，ＡＴ，ＡＵ，ＡＺ ，ＢＢ，ＢＧ，ＢＲ，ＢＹ，ＣＡ，ＣＨ，ＣＮ，ＣＺ， ＤＥ，ＤＫ，ＥＥ，ＥＳ，ＦＩ，ＧＢ，ＧＥ，ＨＵ，Ｉ Ｌ，ＩＳ，ＪＰ，ＫＥ，ＫＧ，ＫＰ，ＫＲ，ＫＺ，ＬＫ ，ＬＲ，ＬＳ，ＬＴ，ＬＵ，ＬＶ，ＭＤ，ＭＧ，ＭＫ， ＭＮ，ＭＷ，ＭＸ，ＮＯ，ＮＺ，ＰＬ，ＰＴ，ＲＯ，Ｒ Ｕ，ＳＤ，ＳＥ，ＳＧ，ＳＩ，ＳＫ，ＴＪ，ＴＭ，ＴＲ ，ＴＴ，ＵＡ，ＵＧ，ＵＺ，ＶＮ (72)発明者 パーブリック ジョン エイ アメリカ合衆国 マサチューセッツ州 ア ーリントン パーク ストリート 12 (72)発明者 スターク ピーター アール エイチ アメリカ合衆国 マサチューセッツ州 ス トーンハム ボナド ロード 41 (72)発明者 スタインヒューベル ダニエラ アメリカ合衆国 マサチューセッツ州 ス トーンハム ボナド ロード 41

Claims (1)

1. 【特許請求の範囲】 １． 電子聴診器において、 音響信号を電子信号に変換する第１のトランスデューサと、 入力が前記第１のトランスデューサの出力に結合され、前記電子信号を処理し て、前記音響信号の選択されたもののみを表す選択された電子信号を送るための 処理部と、 前記処理部の出力に結合され、前記選択された電子信号を音響信号に変換する ための第２のトランスデューサとを備えることを特徴とする、電子聴診器。 ２． 請求の範囲１に記載の電子聴診器において、前記第１のトランスデュー サの出力と、前記処理部の入力との間に結合されたバンドパスフィルタをさらに 備えることを特徴とする、電子聴診器。 ３． 請求の範囲１に記載の電子聴診器において、前記処理部が正常動作モー ドで動作し、前記第１のトランスデューサの出力からの電子信号が、実質的には 変化せずに前記第２のトランスデューサに送られることを特徴とする、電子聴診 器。 ４． 請求の範囲１に記載の電子聴診器において、前記処理部が呼吸器モード で動作し、前記第１のトランスデューサの出力からの電子信号が、前記第２のト ランスデューサに送られる前にハイパスフィルタによってフィルタリングされる ことを特徴とする、電子聴診器。 ５． 請求の範囲４に記載の電子聴診器において、前記ハイパスフィルタが、 １００ないし３００Ｈｚの範囲のコーナ（カットオフ）周波数を有することを特 徴とする、電子聴診器。 ６． 請求の範囲１に記載の電子聴診器において、前記処理部が心電図モード で動作し、前記第１のトランスデューサの出力からの電子信号が、前記第２のト ランスデューサに送られる前に第１のローパスフィルタによってフィルタリング されることを特徴とする、電子聴診器。 ７． 請求の範囲６に記載の電子聴診器において、前記第１のローパスフィル タが４００ないし６００Ｈｚの範囲のコーナ（カットオフ）周波数を有すること を特徴とする、電子聴診器。 ８． 請求の範囲１に記載の電子聴診器において、前記処理部が雑音改良モー ドで動作し、前記第１のトランスデューサの出力からの電子信号が、音響利得制 御回路および第１のローパスフィルタによって処理されることを特徴とする、電 子聴診器。 ９． 請求の範囲８に記載の電子聴診器において、前記音響利得制御回路が、 ５ないし１００ミリセカンドの範囲の応答時定数を有することを特徴とする、電 子聴診器。 １０． 請求の範囲１に記載の電子聴診器において、前記処理部の出力と前記 第２のトランスデューサとの間に結合された出力増幅部をさらに備えることを特 徴とする、電子聴診器。 １１． 請求の範囲１０に記載の電子聴診器において、前記出力増幅部が、前 記処理部の出力に入力が結合された加算回路と、前記加算回路の出力に入力が結 合された第２のローパスフィルタと、前記第２のローパスフィルタの出力に入力 が結合された音量制御回路と、前記音量制御回路の出力に入力が結合された出力 音量制限回路と、前記出力音量制限回路の出力に入力が結合され、前記第２のト ランスデューサに出力が結合された駆動増幅器とを備えることを特徴とする、電 子聴診器。 １２． 請求の範囲１１に記載の電子聴診器において、前記第２のローパスフ ィルタが１５００Ｈｚないし１７００Ｈｚの範囲のコーナ（カットオフ）周波数 を有することを特徴とする、電子聴診器。 １３． 請求の範囲２に記載の電子聴診器において、前記バンドパスフィルタ が２０Ｈｚから１６００Ｈｚの範囲の通過帯域を有することを特徴とする、電子 聴診器。 １４． 電子聴診器において、 人間の生物学的活動によって発生する音響信号を電子信号に変換するための第 １のトランスデューサと、 前記電子信号を受け取る入力を有し、前記電子信号を処理して、選択された人 間の臓器によって発生する音響信号を表す、選択された電子信号を送るための信 号プロセッサと、 前記信号プロセッサの出力に結合され、前記選択された電子信号を可聴音響信 号に変換するための第２のトランスデューサとを備えることを特徴とする、電子 聴診器。 １５． 請求の範囲１４に記載の電子聴診器において、前記第１のトランスデ ューサと前記信号プロセッサとの間に結合され、可聴周波数範囲内の電子信号の みを送るためのバンドパスフィルタをさらに備えることを特徴とする、電子聴診 器。 １６． 請求の範囲１４に記載の電子聴診器において、可聴音響信号が前記信 号プロセッサにより実質的に変化しない動作モードを有することを特徴とする、 電子聴診器。 １７． 請求の範囲１４に記載の電子聴診器において、可聴音響信号が実質的 に呼吸音のみである動作モードを有することを特徴とする、電子聴診器。 １８． 請求の範囲１４に記載の電子聴診器において、可聴音響信号が実質的 に心臓音のみである動作モードを有することを特徴とする、電子聴診器。 １９． 請求の範囲１４に記載の電子聴診器において、可聴音響信号が正常心 臓音と異常心臓音とを備える動作モードを有し、前記正常および異常心臓音のう ちのいずれかのみが実質的に増幅されることを特徴とする、電子聴診器。 ２０． 請求の範囲１に記載の電子聴診器において、前記電子聴診器用の電源 の状態を提供するためのインジケータをさらに備えることを特徴とする、電子聴 診器。 ２１． 請求の範囲２０に記載の電子聴診器において、前記インジケータが視 覚インジケータであることを特徴とする、電子聴診器。 ２２． 請求の範囲２０に記載の電子聴診器において、前記インジケータが可 聴インジケータであることを特徴とする、電子聴診器。 ２３． 請求の範囲１に記載の電子聴診器において、前記第１のトランスデュ ーサの出力と前記処理部の入力との間に結合され、前記第１のトランスデューサ から電子信号を送り、前記処理部によって処理するべき電子信号を受け取るため のトランシーバをさらに備えることを特徴とする、電子聴診器。 ２４． 請求の範囲２３に記載の電子聴診器において、前記トランシーバが赤 外線トランシーバであることを特徴とする、電子聴診器。 ２５． 請求の範囲２３に記載の電子聴診器において、前記トランシーバが無 線周波トランシーバであることを特徴とする、電子聴診器。 ２６． 電子聴診器において、 ダイアフラムを有し、音響圧力信号を送るための聴診プローブと、 第１の端部が前記ダイアフラムに音響的に結合され、第２の端部が第１の電子 トランスデューサに音響的に結合された第１の音響管と、 前記ダイアフラムに音響的に結合された第１の端部と、開放した第２の端部と を有する第２の音響管と、 収納部内に含まれる電子処理部とを備え、前記収納部もまた、前記第１の音響 管の第２の端部と、前記第２の音響管の開放した第２の端部とを含み、さらに 前記収納部内に含まれる第２のトランスデューサに音響的に結合された一対の 耳当て管を備えることを特徴とする、電子聴診器。 ２７． 電子聴診器において、 ダイアフラムを有し、音響圧力信号を送るための聴診プローブと、 第１の端部が前記ダイアフラムに、およびその第２の端部に近接して配置され た第１の電子トランスデューサに、音響的に結合された第１の音響管と、 第１の端部が前記ダイアフラムに、およびその第２の端部に近接して配置され た空孔に、音響的に結合された第２の音響管と、 前記第１の音響管の第２の端部に配置された第２の電子トランスデューサと、 前記第２の音響管の第２の端部に配置された第３の電子トランスデューサとを 備えることを特徴とする、電子聴診器。 ２８．電力を与えた信号処理回路および一対の耳当て管を有する電子聴診器に おいて、前記信号処理回路への電力を制御するためのスイッチが、 前記対の耳当て管における第１の耳当て管に装着した前記スイッチの第１のス イッチ極と、 前記対の耳当て管における第２の耳当て管に装着した前記スイッチの第２のス イッチ極と、 各耳当て管に機械的に結合され、前記第１および第２の耳当て管を共に強制移 動させるバネとを備えることを特徴とし、 耳当て管を所定距離だけ引き離すと、前記第１のスイッチ極および前記第２の スイッチ極が電気的接触を行って前記信号処理回路に電力を供給し、また前記耳 当て管をリリースすると、前記バネが前記耳当て管を強制移動させ、前記第１の スイッチ極および前記第２のスイッチ極が引き離されて、前記信号処理回路から 電力を除去することを特徴とする、電子聴診器。 ２９．請求の範囲２６、２７、７８または７９に記載の電子聴診器において、 前記第１および第２の音響管の組み合わされた長さが以下の式によってほぼ決定 され、 ここでは、ｆ＝聴診器の共振周波数 ｖ＝音の速度（およそ３４５．０３３６m/sec(１１３２ft/sec)） Ｌ＝第１および第２の音響管の長さ（ｍ） であることを特徴とする、電子聴診器。 ３０． 請求の範囲２９に記載の電子聴診器において、前記聴診器が１２０Ｈ ｚないし１５５Ｈｚの範囲の共振周波数を有することを特徴とする、電子聴診器 。 ３１． 請求の範囲３０に記載の電子聴診器において、前記聴診器の前記共振 周波数がおよそ１２１Ｈｚであることを特徴とする、電子聴診器。 ３２． 請求の範囲２６、２７、７８または７９に記載の電子聴診器において 、前記聴診プローブがアルミニウム合金で形成されることを特徴とする、電子聴 診器。 ３３． 請求の範囲３２に記載の電子聴診器において、前記ダイアフラムがポ リカーボネートで形成されることを特徴とする、電子聴診器。 ３４． 電子聴診器において、 人間の生物学的活動によって発生する音響信号を電子信号に変換するための第 １のトランスデューサと、 前記電子信号を選択的にフィルタリングして、選択された生物学的活動によっ て発生する音響信号を表す電子信号のみを実質的に含む、フィルタリングされた 電子信号を送るための手段と、 前記フィルタリングされた電子信号を可聴音響信号に変換するための第２のト ランスデューサとを備えることを特徴とする、電子聴診器。 ３５． 生物学的活動によって発生する音響信号をフィルタリングして、特定 の臓器によって発生する選択された音響信号を前記音響信号から実質的に分離す る方法において、 生物学的活動によって発生する音響信号を電子信号に変換する工程と、 前記電子信号を選択的にフィルタリングし、特定の臓器によって発生する音響 信号を表す電子信号のみを実質的に含むフィルタリングされた電子信号を送る工 程と、 前記フィルタリングされた電子信号を可聴音響信号に変換する工程とを備える ことを特徴とする、方法。 ３６． 請求の範囲３５に記載の方法において、前記選択フィルタリング工程 が、電子信号をハイパスフィルタリングする工程を備え、それによって、フィル タリングされた電子信号が、肺によって発生する音響信号を表す電子信号のみを 実質的に含むことを特徴とする、方法。 ３７． 請求の範囲３５に記載の方法において、前記選択フィルタリング工程 が、電子信号をローパスフィルタリングする工程を備え、それによって、フィル タリングされた電子信号が、心臓によって発生する音響信号を表す電子信号のみ を実質的に含むことを特徴とする、方法。 ３８． 請求の範囲３５に記載の方法において、前記選択フィルタリング工程 が、 電子信号を所定レベルまで増幅する工程と、 電子信号をローパスフィルタリングする工程とを備え、 それによって、フィルタリングされた電子信号が、正常且つ異常心臓音を表す 電子信号のみを実質的に含むことを特徴とする、方法。 ３９． 請求の範囲３５に記載の方法において、前記生物学的活動が人間の生 物学的活動であることを特徴とする、方法。 ４０． 請求の範囲３５に記載の方法において、前記生物学的活動が動物の生 物学的活動であることを特徴とする、方法。 ４１． 請求の範囲２６に記載の電子聴診器において、前記聴診器が、前記第 １の音響管の長さと、前記第２の音響管の長さとによって決定される共振周波数 を有することを特徴とする、電子聴診器。 ４２． 請求の範囲２７に記載の電子聴診器において、前記聴診器が、前記第 １の音響管の長さと、前記第２の音響管の長さとによって決定される共振周波数 を有することを特徴とする、電子聴診器。 ４３． 聴診器において、 ダイアフラムを有し、音響圧力信号を送るための聴診プローブと、 音響信号を送るための第１の耳当て管および第２の耳当て管と、 前記聴診プローブを前記第１の耳当て管および前記第２の耳当て管に結合する 音響チューブとを備え、 前記第１の耳当て管および前記第２の耳当て管の各々が、首領域から胸領域ま での人体の形状に実質的に従う第１の曲線と、首領域の基部から肩領域までの人 体の形状に実質的に従う第２の曲線とを有することを特徴とする、聴診器。 ４４． 請求の範囲４３に記載の聴診器において、前記第１の曲線が、７６． ２mm（３インチ）ないし１０１．６mm（４インチ）の範囲の半径を有することを 特徴とする、聴診器。 ４５． 請求の範囲４３に記載の聴診器において、前記第１の曲線が、５０． ８mm（２インチ）ないし７６．２mm（３インチ）の範囲の半径を有することを特 徴とする、聴診器。 ４６． 請求の範囲５に記載の電子聴診器において、前記コーナ（カットオフ ）周波数がおよそ１４Ｈｚであることを特徴とする、電子聴診器。 ４７． 請求の範囲７に記載の電子聴診器において、前記コーナ（カットオフ ）周波数がおよそ４８０Ｈｚであることを特徴とする、電子聴診器。 ４８． 請求の範囲１に記載の電子聴診器において、前記聴診器から信号を送 り、前記聴診器によって処理されるべき信号を受け取るためのトランシーバをさ らに備えることを特徴とする、電子聴診器。 ４９． 電力を与えられた信号処理回路および一対の耳当て管を有する電子聴 診器において、前記信号処理回路への電力を制御するためのシステムが、 前記一対の耳当て管の各々に機械的に結合されたバネと、 前記耳当て管の分離に応答して前記信号処理回路に電力を供給し、前記耳当て 管の閉鎖に応答して前記信号処理回路から電力を除去するための手段とを備える ことを特徴とする、電子聴診器。 ５０． 電力を与えられた信号処理回路および一対の耳当て管を有する電子聴 診器において、前記信号処理回路への電力を制御するための方法が、 前記一対の耳当て管を引き離して、前記信号処理回路に電力を供給するスイッ チを起動する工程と、 前記一対の耳当て管を閉じて、スイッチを停止状態にして前記信号処理回路か ら電力を除去する工程とを備えることを特徴とする、方法。 ５１． 請求の範囲１に記載の電子聴診器において、前記処理部の少なくとも １つの動作パラメータを変えて、選択した電子信号を変化させるための手段をさ らに備えることを特徴とする、電子聴診器。 ５２． 請求の範囲１に記載の電子聴診器において、前記処理部が、実質的に 変化していない電子信号を送る第１の回路と、およそ１００Ｈｚ以上の電子信号 を送るハイパスフィルタを有する第２の回路と、およそ６００Ｈｚ以下のの電子 信号を送るローパスフィルタを有する第３の電子回路と、およそ６００Ｈｚ以下 の電子信号を増幅し、伝送するローパスフィルタに結合した自動利得制御回路を 有する第４の電子回路と、前記第１、第２、第３または第４の回路のうちの１つ を選択する切り替え部とを備え、 前記切り替え部を制御して、前記第１、第２、第３または第４の回路のうちの １つを選択する制御部をさらに備えることを特徴とする、電子聴診器。 ５３． 請求の範囲５２に記載の電子聴診器において、前記制御部が、 複数個のスイッチと、 入力が前記複数個のスイッチに結合され、出力が前記切り替え部に結合された スイッチデコーダとを備え、前記切り替え部が、前記複数個のスイッチにおける １個のスイッチの起動に応答して、前記第１、第２、第３または第４の回路のう ちの１個を選択することを特徴とする、電子聴診器。 ５４． 請求の範囲５２に記載の電子聴診器において、前記ハイパスフィルタ のコーナ（カットオフ）周波数を変化させ、前記ローパスフィルタのコーナ（カ ットオフ）周波数を変化させる制御信号を発生する調節可能なクロック／オシレ ータ回路をさらに備えることを特徴とする、電子聴診器。 ５５． 請求の範囲１に記載の電子聴診器において、前記処理部が雑音改良モ ードで動作し、前記第１のトランスデューサの出力からの電子信号が、可変利得 増幅器、しきい値リミタおよび第１のローパスフィルタによって処理されること を特徴とする、電子聴診器。 ５６． 請求の範囲１に記載の電子聴診器において、前記処理部が雑音改良モ ードで動作し、前記第１のトランスデューサの出力からの電子信号が、自動利得 制御回路、対数圧縮器および第１のローパフィルタによって処理されることを特 徴とする、電子聴診器。 ５７． 請求の範囲１に記載の電子聴診器において、前記第１のトランスデュ ーサの出力と、前記処理部の入力との間に結合され、前記第１のドランスジュー サから電子信号を送るための送信器をさらに備えることを特徴とする、電子聴診 器。 ５８． 請求の範囲１に記載の電子聴診器において、前記第１のトランスデュ ーサの出力と、前記処理部の入力との間に結合され、前記処理部によって処理さ れるべき電子信号を受け取るための受信器をさらに備えることを特徴とする、電 子聴診器。 ５９． 請求の範囲１に記載の電子聴診器において、前記処理部が、制御可能 なコーナ（カットオフ）周波数を有する少なくとも１個のフィルタを備えること を特徴とする、電子聴診器。 ６０． 請求の範囲５９に記載の電子聴診器において、前記処理部が、前記コ ーナ（カットオフ）周波数を変化させるための制御回路を備えることを特徴とす る、電子聴診器。 ６１． 請求の範囲６０に記載の電子聴診器において、前記制御回路が前記コ ーナ（カットオフ）周波数を増加させることを特徴とする、電子聴診器。 ６２． 請求の範囲６０に記載の電子聴診器において、前記制御回路が前記コ ーナ（カットオフ）周波数を減少させることを特徴とする、電子聴診器。 ６３． 請求の範囲５９に記載の電子聴診器において、前記少なくとも１個の フィルタがディジタルフィルタであることを特徴とする、電子聴診器。 ６４． 請求の範囲５９に記載の電子聴診器において、前記少なくとも１個の フィルタがアナログフィルタであることを特徴とする、電子聴診器。 ６５． 請求の範囲８に記載の電子聴診器において、前記電子信号が前記自動 利得制御回路によって処理され、その後、前記第１のローパスフィルタに送られ ることを特徴とする、電子聴診器。 ６６． 請求の範囲９に記載の電子聴診器において、前記応答時定数がおよそ １０ミリセカンドであることを特徴とする、電子聴診器。 ６７． 請求の範囲１４に記載の電子聴診器において、前記信号プロセッサが 、実質的に変化していない電子信号を送る第１の回路と、およそ１００Ｈｚ以上 の電子信号を送るハイパスフィルタを有する第２の回路と、およそ６００Ｈｚ以 下のの電子信号を送るローパスフィルタを有する第３の電子回路と、およそ６０ ０Ｈｚ以下の電子信号を増幅し、伝送するローパスフィルタに結合された自動利 得制御回路を有する第４の電子回路と、前記第１、第２、第３または第４の回路 のうちの１つを選択する切り替え回路とを備え、 前記切り替え回路を制御して、前記第１、第２、第３または第４の回路のうち の１つを選択する制御回路をさらに備えることを特徴とする、電子聴診器。 ６８． 請求の範囲６７に記載の電子聴診器において、前記制御部が、 複数個のスイッチと、 入力が前記複数個のスイッチに接続され、出力が前記切り替え回路に接続され たスイッチデコーダとを備え、前記切り替え回路が、前記複数個のスイッチにお ける１個のスイッチの起動に応答して、前記第１、第２、第３または第４の回路 のうちの１個を選択することを特徴とする、電子聴診器。 ６９． 請求の範囲６７に記載の電子聴診器において、前記ハイパスフィルタ のコーナ（カットオフ）周波数を変化させ、前記ローパスフィルタのコーナ（カ ットオフ）周波数を変化させる制御信号を発生する調節可能なクロック／オシレ ータ回路をさらに備えることを特徴とする、電子聴診器。 ７０． 請求の範囲１５に記載の電子聴診器において、前記可聴周波数範囲が およそ２０Ｈｚから１６００Ｈｚであることを特徴とする、電子聴診器。 ７１． 請求の範囲１９に記載の電子聴診器において、前記信号プロセッサが 、ローパスフィルタに結合された自動利得制御回路を備えることを特徴とする、 電子聴診器。 ７２． 請求の範囲１９に記載の電子聴診器において、前記信号プロセッサが 、ローパスフィルタと、出力がしきい値リミタの入力に結合された可変利得増幅 器とを備えることを特徴とする、電子聴診器。 ７３． 請求の範囲１９に記載の電子聴診器において、前記信号プロセッサが 、ローパスフィルタと、出力が対数圧縮器の入力に結合された自動利得制御回路 とを備えることを特徴とする、電子聴診器。 ７４． 請求の範囲３５に記載の方法において、前記選択フィルタリング工程 が、 電子信号を所定利得だけ増幅する工程と、 増幅された電子信号のうちの特定のものをさらなる増幅から制限する工程と、 制限された増幅電子信号をローパスフィルタリングする工程とを備え、 フィルタリングされた電子信号が、正常な心臓音と異常な心臓音を表す電子信 号のみを実質的に含むことを特徴とする、方法。 ７５． 請求の範囲３５に記載の方法において、前記選択フィルタリング工程 が、 電子信号を所定レベルまで増幅する工程と、 増幅された電子信号を対数圧縮する工程と、 対数圧縮した電子信号をローパスフィルタリングする工程とを備え、 前記フィルタ電子信号が、正常な心臓音と異常な心臓音を表す電子信号のみを 実質的に含むことを特徴とする、方法。 ７６． 請求の範囲３５に記載の方法において、前記選択フィルタリング工程 が、選択した電子信号を差動増幅する工程を備えることを特徴とする、方法。 ７７． 請求の範囲３５に記載の方法において、可聴音響信号の音量を制御す る工程をさらに備えることを特徴とする、方法。 ７８． 電子聴診器において、 ダイアフラムを有し、音響圧力信号を送るための聴診プローブと、 第１の端部が前記ダイアフラムに音響的に結合され、第２の端部が第１の電子 聴診器に音響的に結合された第１の音響管と、 前記ダイアフラムに音響的に結合された第１の端部と、開放した第２の端部と を有する第２の音響管と、 収納部内に含まれる電子処理部とを備え、前記収納部もまた、前記第１の音響 管の第２の端部を含み、さらに 前記収納部内に含まれる第２のトランスデューサに音響的に結合された一対の 耳当て管を備えることを特徴とする、電子聴診器。 ７９． 電子聴診器において、 ダイアフラムを有し、音響圧力信号を送るための聴診プローブと、 第１の端部が前記ダイアフラムおよび第１の電子トランスデューサに音響的に 結合された第１の音響管とを備え、前記第１の音響管が閉鎖した第２の端部を有 し、 第１の端部が前記ダイアフラムおよび前記第１の電子トランスデューサに音響 的に結合された第２の音響管を備え、前記第２の音響管が開放した第２の端部を 有し、 収納部内に含まれる電子処理部と、 前記聴診プローブを前記収納部に結合し、前記第１の音響管および前記第２の 音響管を含むチューブと、 前記収納部内に含まれる第２のトランスデューサに音響的に結合された一対の 耳当て管とを備えることを特徴とする、電子聴診器。 ８０． 請求の範囲３０に記載の電子聴診器において、前記聴診器の共振周波 数がおよそ１３６Ｈｚであることを特徴とする、電子聴診器。 ８１． 請求の範囲７９に記載の電子聴診器において、前記第１の電子トラン スデューサを囲む音響的に透過特性を有するエネルギ減衰フォームをさらに備え ることを特徴とする、電子聴診器。 ８２． 請求の範囲２８に記載の電子聴診器において、前記バネがバネ鋼から 形成されることを特徴とする、電子聴診器。 ８３． 請求の範囲２８に記載の電子聴診器において、前記バネが燐青銅から 形成されることを特徴とする、電子聴診器。 ８４． 請求の範囲６０に記載の電子聴診器において、前記処理部が、制御可 能なコーナ（カットオフ）周波数をそれぞれ有する複数個のフィルタを備えるこ とを特徴とする、電子聴診器。 ８５． 請求の範囲８４に記載の電子聴診器において、前記制御回路が、前記 複数個のフィルタの各々のコーナ（カットオフ）周波数を独立して変化させるこ とを特徴とする、電子聴診器。 ８６． 請求の範囲１に記載の電子聴診器において、前記第１のトランスデュ ーサの出力と、前記処理部の入力との間に結合された低周波フィルタをさらに備 えることを特徴とする、電子聴診器。 ８７． 請求の範囲８６に記載の電子聴診器において、前記低周波フィルタが 、３０ないし４０Ｈｚの範囲のコーナ（カットオフ）周波数を有する２次ベッセ ルハイパスフィルタであることを特徴とする、電子聴診器。 ８８． 請求の範囲８７に記載の電子聴診器において、前記コーナ（カットオ フ）周波数がおよそ３５Ｈｚであることを特徴とする、電子聴診器。 ８９． 請求の範囲１に記載の電子聴診器において、前記低周波フィルタの出 力と前記処理部の入力との間に結合され、前記処理部に送られる電子信号の大き さを制限する入力リミタをさらに備えることを特徴とする、電子聴診器。 ９０． 請求の範囲１に記載の電子聴診器において、前記処理部が、実質的に 変化していない電子信号を送る第１の回路と、およそ１００Ｈｚ以上の電子信号 を送るハイパスフィルタを有する第２の回路と、およそ６００Ｈｚ以下のの電子 信号を送るローパスフィルタを有する第３の電子回路と、およそ６００Ｈｚ以下 の電子信号を増幅し、伝送するローパスフィルタに結合された自動利得制御回路 を有する第４の電子回路と、前記第１、第２、第３または第４の回路のうちの１ つを選択する切り替え部とを備え、 前記切り替え部を制御して、前記第１、第２、第３または第４の回路のうちの １つを選択するマイクロコントローラを備えることを特徴とする、電子聴診器。 ９１． 請求の範囲９０に記載の電子聴診器において、前記マイクロコントロ ーラが、基準生物学的信号を格納するためのメモリを備え、ユーザ入力に応答し て前記基準生物学的信号の再生を制御することを特徴とする、電子聴診器。 ９２． 請求の範囲９０に記載の電子聴診器において、前記マイクロコントロ ーラが、制御信号を送って増幅回路の利得を制御することにより、前記電子聴診 器によって送られる可聴信号の音量を制御することを特徴とする、電子聴診器。 ９３． 請求の範囲９０に記載の電子聴診器において、前記マイクロコントロ ーラが、パルスエンコーダに応答して、前記処理部における少なくとも１個のフ ィルタのコーナ（カットオフ）周波数を変化させることを特徴とする、電子聴診 器。 ９４． 請求の範囲９３に記載の電子聴診器において、前記処理部が、制御可 能なコーナ（カットオフ）周波数をそれぞれ有する複数個のフィルタを備え、前 記マイクロコントローラが、前記複数個のフィルタの各々のコーナ（カットオフ ）周波数を独立して変化させるための手段を備えることを特徴とする、電子聴診 器。